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UNIVERSIDADE DE SÃO PAULO
FACULDADE DE ODONTOLOGIA DE BAURU
ALINE BAÍA MIRANDA
Avaliação histológica e histomorfométrica da energia superficial e
molhabilidade em implantes de titânio grau IV e grau V: estudo
experimental em coelhos
BAURU
2016
ALINE BAÍA MIRANDA
Avaliação histológica e histomorfométrica da energia superficial e
molhabilidade em implantes de titânio grau IV e grau V: estudo
experimental em coelhos
Tese apresentada à Faculdade de Odontologia de Bauru da Universidade de São Paulo para obtenção do título de Doutor em Ciências no Programa de Ciências Odontológicas Aplicadas, na área de concentração Reabilitação Oral. Orientador: Prof. Dr. Paulo César Rodrigues Conti
BAURU
2016
Baía Miranda, Aline Avaliação histológica e histomorfométrica da energia superficial e molhabilidade em implantes de titânio grau IV e grau V: estudo experimental em coelhos / Aline Baia Miranda. – Bauru, 2016. 173 p. : il. ; 31cm. Tese (Doutorado) – Faculdade de Odontologia de Bauru. Universidade de São Paulo Orientador: Prof. Dr. Paulo César Rodrigues Conti
M672a
Autorizo, exclusivamente para fins acadêmicos e científicos, a reprodução total ou parcial desta dissertação/tese, por processos fotocopiadores e outros meios eletrônicos. Assinatura: Data:
Comitê de Ética da FOB-USP Protocolo nº: 033/2011 Data: 18/10/2011
DEDICATÓRIA
A Deus, muito obrigada por me dar todas as oportunidades de crescimento
pessoal e por colocar pessoas tão especiais em minha vida. Só tenho a agradecer
por todas as bênçãos, força, coragem e sabedoria que me destes para alcançar
meus objetivos, me fortalecendo a cada passo dado e aumentando minha fé!
Aos meus pais, Maria Leontina e Antônio Tarcísio, obrigada pela vida!
Obrigada pela irmã linda e maravilhosa que me deram! Vocês são os maiores
amores de minha vida, os melhores pais, meus exemplos de caráter, humildade,
amor, carinho e perseverança. Obrigada pelos ensinamentos, oportunidades,
felicidades e por tudo o que fizeram e fazem por mim e minha irmã. Obrigada por
acreditarem em minhas escolhas, apoiando e lutando por cada uma junto comigo.
Só cheguei a esta etapa de minha vida graças a vocês. A minha irmã Tássia, por
ser minha luz, minha melhor amiga, meu coração, meu exemplo! Por se fazer
presente em todos os meus dias, mesmo quando ausente fisicamente. Obrigada por
todas as nossas lembranças de quando éramos crianças. Seu caráter, inteligência,
seu jeito decidido e amoroso de ser me dão muito orgulho de ter você como minha
irmã.
Mãe, pai e irmã, foram mais de 6 anos morando em Bauru, em que vocês não
mediram esforços para que esse período fosse o mais proveitoso possível. Foram
muitos dias sem nos vermos, dias especiais sem ter o abraço de vocês e a saudade
de casa. A saudade do cheiro de vocês, da companhia e carinho. Obrigada por
serem tão especiais. Amo vocês!
Aos meus familiares, avós, tios, tias, primos, primas, madrinha, padrinho e
querido cunhado. Vocês são pessoas admiráveis, batalhadoras, exemplos de vida.
Tenho muito amor e orgulho pelas famílias Baía e Miranda!
Ao meu namorado, meu amor, Kevin Goetz. Obrigada por me fazer feliz, pelo
companheirismo, amor, amizade, paciência e por fazer parte de minha vida.
A todos vocês, dedico este trabalho, este momento!
AGRADECIMENTOS ESPECIAIS
Ao meu querido orientador Professor Dr. Carlos dos Reis Pereira de Araujo,
elogios me faltam ao falar do excelente profissional e pessoa que és.
Obrigada por toda a dedicação, paciência, respeito, conhecimento e vontade
de ensinar, transmitidos a mim durante esses mais de seis anos de minha jornada
em Bauru.
Obrigada por toda a confiança depositada em mim, por me conceder o
privilégio de fazer parte de seu grupo de pesquisa desde o meu primeiro ano na
USP, dos tempos em que estagiava sob sua orientação, depois no mestrado e
doutorado.
Agradeço infinitamente pelas oportunidades, pelo acolhimento, por todos os
ensinamentos, gentileza, convívio, incentivo, pela amizade, conversas e cultura que
o senhor transmite. Pessoa tão querida e agradável.
É com eterno reconhecimento e admiração, que digo muito obrigada!
AGRADECIMENTOS ESPECIAIS
Ao meu professor orientador Professor Dr. Paulo César Rodrigues Conti, não
tenho como agradecer sua generosidade e confiança em me conceder a
oportunidade de realizar meu curso de doutorado.
Agradeço por compartilhar sua sabedoria durante as aulas e conversas.
Obrigada pela franqueza, pelo desejo de crescimento e por toda a dedicação. Muito
obrigada pela ajuda, gentileza e respeito. Sou muito grata, muito obrigada!
AGRADECIMENTOS
Agradeço a professora Me. Maria Angélica Rehder de Araujo, pelos
ensinamentos e disposição em realizar esta pesquisa. A senhora foi essencial para o
sucesso cirúrgico e metodológico de nossa pesquisa. Obrigada pela dedicação,
amor a profissão, desejo de ensinar e por fazer parte de minha trajetória.
Obrigada a todos da equipe que contribuíram direta e indiretamente na
realização desta pesquisa, tirando um tempo de suas agendas tão atribuladas para
fazerem parte das etapas do projeto, principalmente nos dias de cirurgias, Dr.
Renato Oliveira Ferreira da Silva, Me. Augusto César R. Souza, Dr. Daniel Sartorelli,
Fábio Jodas e Rickson Mello. Agradeço também, a Me. Verena Souza, pela grande
ajuda; e, em especial a Dra. Fernanda H. Stancari que deu seu melhor para me
ensinar todos os passos da pesquisa, desde a realização do projeto de pesquisa até
o processo metodológico.
Ao professor Dr. César Benfati que nos auxiliou doando alguns materiais
importantes e necessários à pesquisa e se disponibilizando intelectualmente. Muito
obrigada!
Muito obrigada pelo trabalho em equipe “Bauru Implant Team”.
Aos queridos professores do Departamento de Prótese que me passaram os
melhores ensinamentos, incentivando e orientando em sala de aula durante os
seminários e nos períodos de clínica, Dra. Ana Almeida, Dra. Karen Neppelenbroek,
Dra. Simone Soares, Dra. Lucimar Vieira, Dr. José H. Rubo, Dr. Renato de Freitas,
Dr. Vinícius Porto, Dr. Acáccio Lins do Valle, Dr. Luíz Fernando Pegoraro, Dr.
Gerson Bonfante, Dr. Estevam Bonfante, Dr. Wellington Bonachela e Dr. Pedro
Oliveira, agradeço pela grande contribuição profissional e a oportunidade de
aprender ao lado de vocês, tanto no mestrado quanto no doutorado. Obrigada!
Aos colegas e amigos dos tempos de mestrado, obrigada pela companhia
durante esses anos. E aos amigos do doutorado, agradeço pelos ensinamentos em
sala e pela amizade.
Aos funcionários do Departamento de Prótese, Reivanildo e Marcelo e em
especial a Deborah, Valquíria e Cleide, que sempre estão atentas e prontas para
ajudar. Obrigada!
As funcionárias da Pós-Graduação Leila, Letícia, Fátima, Margareth pelas
diversas vezes que me ajudaram. E em especial as queridas Cleusa e Hebe,
amigas, que todas as vezes que eu entrava na clínica ou pelo campus e sempre me
recebiam com abraços e sorriso no rosto, muito obrigada pela companhia e
amizade, vocês estão no meu coração.
A todos do Centro Integrado de Pesquisa- CIP, Dr. Rodrigo, Márcia Graeff,
Rafaela e Marcelo que todas as vezes que precisei me ajudaram prontamente. A
Maristela, do Comitê de Ética e Pesquisa com Animais, obrigada por me ajudar e
tirar todas as minhas dúvidas.
A Sra. Tânia do Departamento de Histologia que me auxiliou com suas dicas
sobre histologia e realização das medições deste trabalho. Muito obrigada.
Ao professor Dr. Heitor Marques Honório, por realizar a análise estatística da
pesquisa e estar sempre prestativo e atencioso.
A empresa Neodent, por disponibilizar os implantes para que a pesquisa
pudesse ser realizada. E aos seus funcionários, que estavam sempre dispostos a
nos ajudar quando solicitados. Muito obrigada pela confiança!
Aos pacientes que atendi durante todo o período de estudo entre estágio,
mestrado e doutorado, na FOB/USP, que me deram a oportunidade de aprender. A
vocês todo o meu carinho e estima.
A Capes, pela concessão de bolsa para a realização do doutorado.
À Faculdade de Odontologia de Bauru –USP, por abrir as portas para realizar
meu sonho acadêmico de fazer parte desta instituição.
À cidade de Bauru-SP, tão amada e querida, obrigada por me receber tão
bem. Sentirei saudades!
As minhas grandes amigas, “minhas menininhas” que conheci em Belém, mas
que se tornaram grandes companheiras e essenciais. Obrigada Adriana Braga,
Isabella Marques e Paula Pessoa, por terem me acolhido desde o primeiro dia que
cheguei a Bauru, de mudança, me dando todo o apoio e suporte para começar e
seguir. Obrigada por terem sido minha família, tenho vocês em meu coração!
A todos os amigos e amigas que Bauru me presenteou ao longo desses anos,
em especial Letícia Korb, Denise Gusmão, Juliana Stuginski, André Porporatti,
Vinícius Fardin, Yuri Costa, que durante longas conversas, companhias, encontros e
alegrias me fizeram e fazem evoluir.
Aos meus amigos e amigas de Belém, que apesar da distância ao longo
desses anos, sempre estiveram me apoiando e incentivando. Obrigada, por sempre
estarem disponíveis nos poucos momentos em que podíamos nos rever. A amizade
de vocês só me trás amor e crescimento.
Obrigada, todos vocês são essenciais em minha vida!
“De tudo, ficaram três coisas: a certeza de que ele estava sempre começando, a certeza de que era preciso continuar e a certeza de que seria interrompido antes de terminar. Fazer da interrupção um caminho novo. Fazer da queda um passo de dança, do medo uma escada, do sono uma ponte, da procura um encontro.”
Fernando Sabino
RESUMO
O presente estudo teve como objetivo avaliar a resposta biológica ao redor de
implantes de titânio grau IV (titânio comercialmente puro) e grau V (Ti6Al4V), com
diferentes tipos de tratamentos de superfície através da análise do contato osso-
implante (bone implant contact - BIC) e da área de neoformação óssea com e sem
fluorocromo (bone area – BA e BAfluo) das 3 primeiras roscas em contato ósseo de
cada implante. Para isso, utilizou-se um total de 90 implantes Cone Morse de titânio
grau IV (Drive – 45 implantes) e titânio grau V (Facility – 45 implantes), com
dimensões de 3.5x8mm e 2.9x7mm, respectivamente. Estes dois tipos de implantes
foram avaliados em três tratamentos de superfícies diferentes: a) superfície com
jateamento com partículas abrasivas seguido de tratamento ácido - NeoPoros (NP) -
em embalagem seca (Grupo Controle); b) superfície jateada seguido de tratamento
ácido e energia de superfície, armazenado em líquido (ESm); c) superfície jateada
seguido de tratamento ácido com energia de superfície e embalado a seco (ESs);
totalizando 6 grupos, distribuídos em 15 coelhos New Zealand, em cada um foram
instalados 6 implantes, sendo 3 em cada tíbia. Após 15 dias de osseointegração, os
coelhos passaram por eutanásia e as tíbias seccionadas, fixadas e incluídas para a
avaliação histológica e histomorfométrica. Mensurações no analisador de imagens
ImageJ foram realizadas e a análise dos dados estatísticos, de todos os grupos
foram avaliados através da análise de variância a dois critérios e do teste de Tukey
para comparações múltiplas grupo a grupo, adotando o nível de significância de 5%
(p<0,05). Os resultados mostraram que não houve diferença estatisticamente
significante entre os dois tipos de titânio, porém houve diferença estatisticamente
significante entre os tipos de superfície em relação ao BIC, BA e BAfluo; também,
não houve interação entre titânio e superfície. Na análise do contato osso-implante
(BIC) a superfície ESm teve melhor desempenho em relação ao NP, que por sua vez
foi semelhante ao ESs. Quanto à área óssea (BA), a superfície NP teve menor
desempenho em relação à ESs, este obteve semelhante desempenho a ESm.
Quanto a área ósseo neoformada com presença de fluorocromo (BAfluo), NP teve
menor desempenho em relação ao ESs, o qual obteve semelhante comportamento a
ESm. Com isso, concluiu-se que implantes de titânio de gau IV e grau V obtiveram
respostas biológicas equivalentes, enquanto que a energia de superfície com a
molhabilidade podem ser consideradas como vantagem, uma vez que otimizam o
processo de osseointegração.
Palavras chaves*: Implante dentário. Titânio. Hidrófilo.
*Em acordo com os Descritores em Ciência da Saúde (DeCS) disponível no domínio
http://decs.bvs.br/
ABSTRACT
Histologic and histomorphometric evaluation of surface energy and wettability
in dental implants of titanium grade IV and V: experimental study in rabbits
This study aimed to evaluate the biological response around grade IV
(commercially pure titanium) and grade V (Ti6Al4V) titanium implants with different
types of surface treatments by analyzing bone-implant contact (BIC) and the bone
formation area with and without fluorochrome (BA and BAfluo) of the 3 first threads
on bone contact of each implant. To this end, this study used 90 Morse Taper grade
IV (Drive - 45 implants) and grade V (Facility - 45 implants) titanium implants,
measuring 3.5x8mm and 2.9x7mm, respectively. Both types of implants were
evaluated in three different surface treatments: a) blasted/acid-etched implant
surface - NeoPoros (NP) - dry pack (control group); b) blasted/acid-etched implant
surface and surface energy, stored in liquid (ESm); c) blasted/acid-etched implant
surface with surface energy and dry packed (ESs); totalizing 6 groups, distributed in
15 New Zealand rabbits. Six implants were placed in each rabbit, 3 in each tibia.
After 15 days of osseointegration, the rabbits were euthanized and the tibias
sectioned, fixed and embedded for histologic and histomorphometric evaluation.
Measurements were carried out using the image analysis program ImageJ and the
assessment of statistical data concerning all groups was done through the two-way
analysis of variance and the Tukey test for multiple comparisons group to group,
adopting the significance level of 5% ( p <0.05). The results showed no statistically
significant difference between the types of titanium used. However, there were
statistically significant differences between the types of surface in relation to the BIC,
BA and BAfluo. In addition, there was no interaction between titanium and the
surface. Concerning the analysis of bone-implant contact (BIC), the ESm surface had
better performance compared to the NP, which, in turn, was similar to the ESs. As for
bone area (BA), the NP surface had lower performance in relation to the ESs
surface, as the latter had a similar performance to the ESm surface. Concerning the
newly formed bone area with presence of fluorochrome (BAfluo), the NP had lower
performance if compared to the ESs, which behaved similarly to that of the ESm
surface. Thus, this study concluded that grade IV and grade V titanium implants
showed equivalent biological responses, while the surface energy, together with its
wettability, can be considered an advantage, enhancing the osseointegration
process.
Key-words*: Dental implant. Titanium. Hydrophyllum.
*In accordance with the guidelines of the Health Science Descriptors (DeCS), available at
http://decs.bvs.br/
LISTA DE ILUSTRAÇÕES
- FIGURAS
Figura 1 - Categorias de compostos químicos usados na confecção dos biomateriais ................................................................................... 36
Figura 2 - Estrutura cristalina do Ti. Abaixo de 882º C existe a fase hexagonal alfa (α), em que elementos como Al, C, O e N estabilizam a fase esta fase. A uma temperatura acima de 882º C existe uma fase cristalina cúbica beta (β), em que elementos como Mn, Cr, Fe e V estabilizam a fase beta No centro, as duas fases ajudam a criar a fase alfa-beta estável .............. 44
Figura 3 - Formação da camada de óxido. Em que o Titânio (Ti) quando reage com o ar ou água, formada uma fina camada de óxido (TiO2) na superfície ................................................................ 48
Figura 4 - Desenho do implante com diferentes características, dividido em interface protética, corpo do implante e ápice ................................ 57
Figura 5 - Desenho do implante contendo ângulo, passo, forma e profundidade da rosca e chanfrado ...................................................... 58
Figura 6 - Design de roscas; a) Tipos de rosca; b) Tipos de passo de rosca .................................................................................................... 58
Figura 7 - Classificação quanto ao diâmetro dos implantes dentários .................. 59
Figura 8 - Classificação quanto ao tamanho dos implantes dentários curtos e de tamanho regular ................................................................ 66
Figura 9 - Tipo de superfícies microtexturizada com jateamento e condicionamento ácido. Imagem em microscópio eletrônico de varredura. Ampliações de 2000x e 3000x. Observe a topografia desta superfície que apresenta tamanho de poros entre 1,4 e 1,8µm em sua superfície .................................................... 78
Figura 10 - Ângulo de contato; a) Mensuração do ângulo de contato; b) interrelação entre o líquido e o sólido................................................... 82
Figura 11 - Implantes Facility e Drive, com dimensões de 2.9x7mm e 3.5x8mm, respectivamente .................................................................. 94
Figura 12 - Procedimentos pré-operatórios; a) identificação dos animais; b) tricotomia; c) antissepsia; d) anestesia local .................................... 97
Figura 13 - Procedimento cirurgico; a) incisão; b) deslocamento de retalho; c) perfuração para os implantes; d) instalação dos implantes em nível ósseo; e) implantes instalados e com cover .................................................................................................... 97
Figura 14 - Procedimento cirúrgico; a) instalação do implante Facility; b) instalação do cover do Facility ............................................................. 98
Figura 15 - Procedimento cirúrgico; a) intercorrência - fratura; b) sutura ............... 98
Figura 16 - Coleta das amostras; a) amostra de uma tíbia de coelho sem qualquer intervenção; b) tíbia com 3 implantes após limpeza para remoção de tecido mole ............................................................... 99
Figura 17 - Potes plásticos pretos que vão à estufa; a) identificados; b) com a amostra ..................................................................................... 99
Figura 18 - Sistema Exakt; a) de corte; b) de polimento/politriz ........................... 101
Figura 19 - Material do Sistema Exakt; a) lâmina de 0,2mm de espessura; b) lixas de granulações 1000, 1200 e 2500 ..................... 101
Figura 20 - Plano de corte: primeiro corte ............................................................ 101
Figura 21 - Preparo da amostra, lâmina histológica; a)amostra logo após polimerização; b) nivelamento do implante com a lâmina; c) primeiro corte no sistema de corte Exakt; d) divisão da amostra em duas partes; e) primeira face polida; f) segundo corte no sistema de corte Exakt; g) superfície polida e medindo entre 20 a 10µm .................................................................. 102
Figura 22 - Fluorescência: microscópio Leica DM IRBE ..................................... 103
Figura 23 - Fluorescência; a) imagem com detecção do fluorocromo verde – calceína; b) imagem com demarcação do implante (em amarelo); c) imagem com demarcação de osso neoformado em verde claro intenso (demarcação em amarelo) ............................................................................................. 103
Figura 24 - Obtenção das imagens histológicas; a) microscópio óptico e câmera digital acoplada com software DP Manager de captura de imagem; b) microscópio óptico Olympus BX 50 com objetivas de 2x, 4x, 10x, 20x e 100x ........................................... 105
Figura 25 - Ilustração da análise histomorfométrica somente de uma das roscas para BIC e BA. Sendo BIC representado entre o contato implante osso em linha verde e o osso neoformado em cinza claro; e, a linha vermelha a extensão total do implante. BA representado pelo osso neoformado (em cinza claro) .................................................................................................. 106
Figura 26 - Obtenção das imagens histológicas com Image J – Medição do BIC; a) transformando as medições do programa para milímetros; b) remoção de qualquer medida padrão; c) mensuração da extensão linear do implante; d) mensuração de todas as medidas de contato osso-implante de modo linear .................................................................................................. 106
Figura 27 - Obtenção das imagens histológicas Image J – Medição do BA; a) mensuração da área total; b) mensuração da área óssea total; c e d) mensuração da área óssea de osso já existente e neformado ........................................................................ 107
Figura 28 - Obtenção das imagens histológicas Image J - Medição do BA fluo; a) área total; b) mensuração de área óssea neoformada; c) mensuração da área final de BA fluo ....................... 107
Figura 29 - Intercorrências; a) nível dos implantes; b) fratura na área entre os implantes .............................................................................. 111
Figura 30 - Inserção dos implantes; a) inserção em uma cortical (cervical); b) inserção bicortical. Observar a diferença do design de rosca dos dois tipos de implantes (objetiva de 2x) ............ 112
Figura 31 - Histológico do osso da tíbia do coelho em: a) corte transversal; b) corte longitudinal. Em ambas é possível observar a presença de osso cortical (C) e medular (M); canal de Havers e osteócitos com formações lamelares (indicados pela seta azul). As figuras ‘a’ e’b’ em objetiva 2x, e suas ampliações em 10x e 20x ....................................................... 115
Figura 32 - Histológico do osso da tíbia do coelho após 15 dias de osseointegração, com presença de osso maduro (OM) e osso imaturo (OI), em objetivas de 2x e 10x ...................................... 115
Figura 33 - Histológico após 15 dias de osseointegração, com cortical contendo osso maduro (OM) e osso imaturo (OI) acima e abaixo do osso cortical maduro. Presença de osso imaturo a partir da cortical e em contato direto com o implante, em objetivas de 2x e 10x.......................................................................... 117
Figura 34 - Grupo 1 - Histológico titânio grau IV superfície NP (objetivas de 2x,20x e 40x ). Presença de osso imaturo a partir da cortical e em contato direto com o implante na região cervical e apical. A área entre roscas contém grande quantidade de osso imaturo. Tecido cortical maduro com superfície integra ................................................................................ 117
Figura 35 - Grupo 2 - Histológico titânio grau IV superfície ESm (objetivas de 2x,20x e 40x). Observa-se o osso imaturo próximo a cortical óssea madura e em contato direto com o implante na região cervical e apical, assim como boa presença de osso neoformado na área entre roscas. Tecido ósseo com presença de osteócitos em grande quantidade e fibras colágenas ................................................................................. 119
Figura 36 - Grupo 3 - Histológico titânio grau IV superfície ESs (objetivas de 2x,20x e 40x). Pode-se observar o osso imaturo em contato direto com o implante na região cervical e apical; apresentando boa quantidade óssea na área entre roscas. Tecido ósseo imaturo na região abaixo do osso maduro, cujo padrão se encontra irregular. ............................................................. 119
Figura 37 - Grupo 4 - Histológico titânio grau V superfície NP (objetivas de 2x,20x e 40x). Observa-se o osso imaturo próximo a cortical óssea madura e em contato direto com o implante na região cervical. Tecido ósseo imaturo com crescimento em direção de osso-implante, implante-osso, com presença vasta de osteócitos............................................................................. 121
Figura 38 - Grupo 5 – Histológico titânio grau V superfície ESm (objetivas de 2x,20x e 40x). Observa-se o osso imaturo entre a cortical madura e em contato direto com o implante na região cervical e apical e grande área entre roscas. A coloração da fucsina ácida se apresenta em tons distintos entre osso cortical imaturo e maduro ................................................. 121
Figura 39 - Grupo 6 - Histológico titânio grau V superfície ESs (objetivas de 2x,20x e 40x). O osso imaturo está presente nas regiões apical e cervical do implante. Havendo intimo contato com a superfície do implante e boa área entre roscas. Observa-se o tecido cortical maduro com superfície integra ................................. 123
Figura 40 - Fluorescência – Região da BAfluo de todos os grupos; a) grupo 1; b) grupo 2; c) grupo 3; d) grupo 4; e) grupo 5; f) grupo 6 (objetiva de 5x) ...................................................................... 123
Figura 41 - Comparação entre amostras histológicas de tíbias de coelhos em implantes titânio grau IV e V, com diferentes tipos de superfície após 14 dias de osseointegração (objetiva de 2x) ................................................................................................. 129
Figura 42 - Comparação entre amostras histológicas de tíbias de coelhos em implantes de titânio grau IV e V, com diferentes tipos de superfície, somente em uma rosca de cada grau de titânio com suas superfícies ............................................................... 131
Figura 43 - Comparação entre amostras histológicas de tíbias de coelhos em implante titânio grau IV e V, com diferentes tipos de superfície, somente em uma rosca de cada grau de titânio com suas superfícies com presença de fluorocromo calceína .............................................................................................. 131
LISTA DE ILUSTRAÇÕES
- GRÁFICOS
Gráfico 1 - Gráfico da média dos resultados dos seis grupos de BIC, BA
e BA fluo, em porcentagem, para cada grau de titânio e
superfícies .......................................................................................... 129
LISTA DE TABELAS
Tabela 1 - Principais metais e ligas com suas aplicações na área de
saúde ................................................................................................... 38
Tabela 2 - Classificação e subclassificação do titânio e suas ligas como
biomaterial ............................................................................................ 45
Tabela 3 - Composição química de todos os graus de TiCp e do grau V
(valores em porcentagem - %) ............................................................. 45
Tabela 4 - Propriedades técnicas gerais do Ticp e Ti6Al4V .................................. 48
Tabela 5 - Divisão dos grupos ............................................................................... 94
Tabela 6 - Aleatorização dos grupos (Grupo 1= A; Grupo 2= B; Grupo
3=C; Grupo 4=D; Grupo 5=E; Grupo 6=F) ........................................... 96
Tabela 7 - Protocolo de Desidratação e Inclusão. Na inclusão o álcool
utilizado foi absoluto (100%) .............................................................. 100
Tabela 8 - Resultado em porcentagem, da média e desvio padrão, dos
6 grupos amostrais de BIC, BA e BA fluo ........................................... 125
Tabela 9 - Valores da média e desvio padrão de BIC%, dos 6 grupos,
quanto a análise de variância a dois critérios seguido do
teste de Tukey .................................................................................... 126
Tabela 10 - Valores da média e desvio padrão de BA%, dos 6 grupos,
quanto a análise de variância a dois critérios seguido do
teste de Tukey .................................................................................... 127
Tabela 11 - Valores da média e desvio padrão de BA fluo %, dos 6
grupos, quanto a análise de variância a dois critérios seguido
do teste de Tukey ............................................................................... 128
LISTA DE ABREVIATURA E SIGLAS
Al Alumínio
Al2O3 Óxido de alumínio
ASTM American Society for Testing and Materials
BA Área óssea
BA fluo Área óssea com fluorocromo
BIC Contato osso-implante
BSP Osso sialoproteína
C Carbono
CaPO4 Fosfato de cálcio
Cl Cloro
Cm Centímetros
Co-Cr-Mo Cobalto Cromo Molibdenio
Co-Cr-Ni-Mo Cobalto Cromo Níquel Molibdenio
Co-Cr-Ni-W-Fe Cobalto Cromo Níquel Tungstênio Ferro
Co-Cr-Mo Cobalto Cromo Molibdenio
Cp Comercialmente puro
Cr-Co Cromo e cobalto
Cr-Ni Níquel Cromo
Cr-Mo Cromo Molibdenio
CrO2 Dióxido de cromo ou óxido de cromo
F Flúor
Fe Ferro
Fe-Cr-Ni-Mo Aço austenítico
GPa Gigapascal 109
Grau IV / T4 Titânio comercialmente puro grau 4
Grau V / T5 Titânio alumínio vanádio grau 5
H Hidrogênio
H2SO4 Ácido sulfúrico
HCl Ácido clorídrico
HF Ácido fluorídrico
Hg-Ag-Sn Amálgama
HNO3 Ácido nítrico
Mg Magnésio
Mm Milímetros
Mo Molibdênio
MPa Megapascal 106
N Nitrogênio
N2 Gás nitrogênio
NaCl Cloreto de sódio
Nb Nióbio
Ni Níquel
Ni-Cr-Mo Níquel Cromo Molibdenio
Ni-Cr-Mo-Ti Níquel Cromo Molibdenio Titânio
Ni-Cr-Ti Níquel Cromo Titânio
Ni-Ti Níquel Titânio
Nm Nanômetro
NP NeoPoros - Grupo Controle
ESm Energia de superficie armazenado em líquido
ESs Energia de superfície embalado a seco
O Oxigênio
OCN Osteocalcina
ON Osteonectina
OPN Osteopontina
PCL Policaprolactona
PDMS Polidimetilsiloxano
PE Polietileno
PEEK Poliéter-éter-cetona
PET Polietileno tereftalano
PMMA Polimetilmetacrilato
Poli(HEMA) Polihidroxietilmetacrilato
PP Polipropileno
PTFE Politetrafluoroetileno
Pt Ir Platina Irrídio
PVA Ácido polivinil
PVC Policloreto de vinila
RFA Frequência de ressonância
Si Silício
Sn Estanho
Ta Tântalo
Ti Titânio
TiCp Titânio comercialmente puro
Ti6Al4V Titânio alumínio vanádio
Ti-Mo-Zr-Fe Titânio Molibdenio Zircônio Ferro
Ti-Nb-Zr Titânio Nióbio Zircônio
TiO2 Óxido de titânio
TiCl4 Tetracloreto de titânio
TiZr Titânio-zircônio
V Vanádio
Zr Zircônio
ZrO2 Zircônia / dióxido de zircônio
Y-TZP Zircônia tetragonal policristalina contendo ítrio
µm Micrometros
LISTA DE SÍMBOLOS
α alfa
β beta
µ mi
SUMÁRIO 1 INTRODUÇÃO ....................................................................................................... 27
2 REVISÃO DE LITERATURA ................................................................................. 33
2.1 BIOMATERIAIS ................................................................................................... 33
2.2 TITÂNIO (Ti) ....................................................................................................... 41
2.3 TAMANHO REDUZIDO E DIÂMETRO ESTREITO DOS IMPLANTES DENTÁRIOS ................................................................................................. 55
2.4 TRATAMENTOS DE SUPERFÍCIE DOS IMPLANTES DENTÁRIOS ................. 73
2.4.1 Classificação dos Tipos de Superfície .............................................................. 74
2.4.2 Propriedades da superfícies ............................................................................. 80
3 PROPOSIÇÃO ....................................................................................................... 89
4 MATERIAL E MÉTODOS ...................................................................................... 93
4.1 SELEÇÃO DOS ANIMAIS E DIVISÃO DOS GRUPOS ....................................... 93
4.2 PROCEDIMENTOS: PRÉ-OPERATÓRIO, CIRÚRGICO, PÓS-CIRÚRGICO ................................................................................................. 94
4.3 EUTANÁSIA E COLETA DAS AMOSTRAS ........................................................ 98
4.4 PROCESSAMENTO DAS AMOSTRAS E PREPARO DAS LÂMINAS HISTOLÓGICAS ........................................................................................... 99
4.5 OBTENÇÃO DE IMAGENS PARA DETECÇÃO DE FLUOROCRÔMO ............ 101
4.6 COLORAÇÃO DAS AMOSTRAS ...................................................................... 104
4.7 OBTENÇÃO DAS IMAGENS HISTOLÓGICAS E ANÁLISE HISTOMORFOMÉTRICA ........................................................................... 104
4.8 ANÁLISE ESTATÍSTICA ................................................................................... 108
5 RESULTADOS ..................................................................................................... 111
5.1 ANÁLISE HISTOLÓGICA E DA FLUORESCÊNCIA ......................................... 112
5.2 ANÁLISE DO BIC, BA E BA fluo ....................................................................... 125
5.2.1 Análise do contato osso-implante (BIC) ......................................................... 125
5.2.2 Análise da área óssea (BA) ............................................................................ 126
5.2.3 Análise da área óssea com fluorescência (BA fluo) ....................................... 127
6 DISCUSSÃO ........................................................................................................ 135
6.1 JUSTIFICATIVAS DA METODOLOGIA ............................................................ 135
6.1.1 Pesquisa em animais ..................................................................................... 135
6.1.2 Animais e procedimentos cirúrgicos ............................................................... 136
6.1.3 Preparação histológica ................................................................................... 139
6.2 ANÁLISE DAS MEDIÇÕES ............................................................................... 140
6.3 ANÁLISE DOS RESULTADOS ......................................................................... 141
7 CONCLUSÕES .................................................................................................... 151
REFERÊNCIAS ....................................................................................................... 155
ANEXOS ................................................................................................................. 173
ANEXO A – Aprovação do Comitê de Ética em Pesquisa de Animais .................... 173
1 INTRODUÇÃO
Introdução 27
1 INTRODUÇÃO
A reabilitação oral associada à implantodontia vem mudando ao longo do
tempo, não havendo só a necessidade de reabilitar a função mastigatória e fonética
do paciente, mas também a estética e seus anseios. Desse modo, além da estética,
a necessidade de tratamentos mais curtos e com grande taxa de sucesso vem
sendo perseguidos pelos cirurgiões-dentistas, pacientes e pela indústria. Novos
implantes dentários de fácil procedimento cirúrgico; opções protéticas; boa estética;
estabilidade mecânica e tratamentos de superfícies, que aceleram o mecanismo da
osseointegração; associados às macrogeometrias que auxiliam na estabilidade
primária; boa distribuição de cargas e manutenção da osseointegração, produzidos a
fim de atender a demanda.
A composição química, física e estrutural dos implantes, como o material, a
geometria, a superfície e as cargas presentes nela, alteram o comportamento do
biomaterial que entra em contato com o osso e auxilia o processo de adsorção de
proteínas e a fixação das células (LE GUEHENNEC et al., 2007).
O biomaterial atualmente mais utilizado na confecção de implantes dentários
é o titânio, por possuir propriedades mecânicas e físicas adequadas, interação
óssea e biocompatibilidade. O titânio é um metal, o qual pode ser encontrado de
duas formas, comercialmente puro ou com variações de ligas, as quais são
classificadas conforme a concentração de elementos de liga adicionados na
composição, alterando as propriedades mecânicas e microestrutura. O titânio
comercialmente puro (TiCp), amplamente utilizado como biomaterial, constitui quatro
graus distintos (grau I, II, III e IV), dentre esses tipos, o TiCp grau IV possui maior
resistência mecânica e tem teores de até 98% de pureza. No entanto, quando se
trata de uma liga de titânio, a liga titânio-alumínio-vanádio (Ti6Al4V), mais utilizada
na área médica, é menos presente na odontologia por ser menos estudada, é
nomeada como titânio grau V, possui boas propriedades mecânicas, resistência à
corrosão e biocompatibilidade (SHAH et al., 2016; FARIA et al., 2014; PRASAD et
al., 2015; DEGIDI et al., 2008; Mc CRACKEN et al.,1999). Quanto aos estudos,
Stenport et al., 2008, Han et al.,1998, e Johansson et al.,1993, concluíram que o
TiCp obteve maior interação com o tecido ósseo em relação ao Ti6Al4V, em
28 Introdução
contrapartida, DeMaezu et al.,2003, obtiveram valores melhores da liga de titânio,
enquanto Johansson et al., 1998, e Palmquist et al., 2009 e Miranda (2013), não
apresentaram mudanças na osseointegração em relação aos dois tipos de implantes
de titânio.
A macrogeometria dos implantes dentários tem o propósito de auxiliar na
estabilidade primária, de elevar ao máximo a estabilidade final, transferir cargas para
o osso e melhorar o prognóstico do implante na manutenção da osseointegração.
Essa geometria está associada também ao comprimento e diâmetro de cada
implante com o objetivo de reabilitar o maior número de pacientes em situações
distintas. Os implantes estreitos, por possuírem menor quantidade de biomaterial,
são considerados menos resistentes à fadiga; já os implantes curtos possuem menor
área de contato com o osso necessitando da boa resistência do biomaterial. Sendo
possível associar os implantes curtos e estreitos, a fim de diminuir a necessidade de
cirurgias grandes, optar por procedimento menos invasivos, com menor tempo de
pós-operatório e em áreas menores que o convencional, se associado a um bom
biomaterial (ZWEERS et al., 2015; SOHRABI et al.,2012; AL-NAWAS et al.,2012;
FERRARIS et al., 2011; DEGIDE et al., 2008).
As superfícies dos implantes de titânio são desenvolvidas para acelerar o
processo de osseointegração, antecipando o processo de adesão, proliferação e
diferenciação das células osteoblásticas. Os tratamentos de superfícies, atualmente
sugeridos, aumentam o grau de rugosidade das superfícies dos implantes, o qual
pode ser obtido através de métodos de subtração e/ou adição de componentes
químicos. Dentre eles, o tratamento de superfície com jateamento de partículas e
condicionamento ácido, o qual deixa a superfície do implante rugosa de modo
uniforme, permitindo maior nível de expressão gênica, relacionados à cascata de
diferenciação do tecido ósseo.
Atualmente, as pesquisas sobre as superfícies dos implantes estão
direcionadas a energia de superfície, a qual favorece a hidrofilicidade superficial dos
implantes, aumentando a propriedade de molhabilidade do implante dentário, sendo
que algumas células preferem se aderir a superfícies hidrofílicas e outras a
hidrofóbicas. Kopf et al., 2015, em pesquisa analisou a interação precoce entre o
sangue e a superfície do implante, verificando que há o aumento da presença de
células ósseas primárias ligadas à rede de fibrina. DeJesus et al., 2016, Sartoretto et
al., 2015 e Morton et al., 2010 em estudos avaliaram superfícies jateadas e com
Introdução 29
condicionamento ácido associadas a energia de superfície (molhabilidade) relatando
que estas superfícies possuíam melhor desempenho em relação a superfície jateada
com condicionamento ácido sem energia de superfície.
As superfícies com hidrofilicidade tendem a melhorar o crescimento celular
(BUSER et al., 2004). Mas para que tenha uma superfície com propriedade de
molhabilidade, o processo de confecção relaciona o biomaterial titânio, o óxido de
titânio, os hidrocarbonetos, sódio e cloro, produzidos em uma atmosfera de gás
nitrogênio (N2), os quais ficam na superfície do implante e ao entrar em contato com
o osso no momento cirúrgico, facilitam uma instantânea permeabilidade do sangue
para dentro dos microporos existentes na superfície do implante, auxiliando na
aceleração da formação óssea. Mas para que essa permeabilidade aconteça, esses
implantes com molhabilidade são armazenados em embalagens contendo uma
solução isotônica de cloreto de sódio, NaCl, que impedirá o contato com moléculas
da atmosfera. Todavia, há uma possibilidade de haver a mesma propriedade em
implantes armazenados em embalagens sem o líquido, isto é, em ambiente seco,
mas com o mesmo tratamento físico-químico específico, mantendo a propriedade de
molhabilidade/energia superficial (FERRARIS et al., 2016; YEO, 2014; ELIAS et al.,
2008).
Visto a necessidade de acelerar o processo de osseointegração, diminuindo o
tempo das reabilitações orais dos pacientes, utilizando-se implantes com tamanho e
diâmetro menor, associado a um biomaterial de excelentes propriedades, se faz
necessário avaliar a resposta biológica ao redor de implantes de titânio grau IV e
grau V, com diferentes tipos de tratamentos de superfície, através da análise do
contato osso-implante e da área de neoformação óssea (área óssea e área óssea
com fluorocromo).
2 REVISÃO DE LITERATURA
Revisão de Literatura 33
2 REVISÃO DE LITERATURA
2.1 BIOMATERIAIS
Biomaterial é definido de diversas formas distintas por vários autores, mas
pode ser definido como um dispositivo o qual entra em contato com sistemas
biológicos, para aplicações diagnósticas, vacinas, cirurgias ou terapêuticas.
Apresentam-se na forma de sólido, géis, pastas ou líquidos. Podendo ser
constituídos de compostos de origem natural, sintética ou entre materiais naturais
quimicamente modificados (PIRES et al., 2015). Segundo Mazzonetto et al., 2012, o
biomaterial ou substituto ósseo, é caracterizado como um material de origem natural
e/ou sintética com capacidade de substituição de qualquer órgão, tecido ou funções
do corpo, utilizado de forma terapêutica em humanos ou animais, com indicações
precisas.
Os biomateriais possuem aplicações de longa data e recorrentes na área da
saúde, são usados como substitutos em diversos tipos de casos, como por exemplo:
dispositivos biomédicos, materiais implantáveis, órgãos implantáveis e dispositivos
de liberação medicamentosa (PIRES et al., 2015).
A abordagem utilizada no desenvolvimento e aplicação dos biomateriais é
evolutiva, visto que antigamente os biomateriais eram materiais bioinertes,
biocompatíveis somente, para que pudessem substituir com a mínima resposta
biológica; logo depois, foi a vez dos materiais com bioatividade e biodegradáveis.
Recentemente, com foco na regeneração de um tecido funcional, no aspecto
biológico, com materiais mais ativos no processo de recuperação, especificamente
com estimulação em nível celular (biomimético) (PIRES et al., 2015).
O biomaterial deve apresentar biocompatibilidade, a fim de ser útil
biologicamente, realizando seu objetivo proposto, sem que cause nenhuma reação
adversa local ou sistêmica, ou seja, ser atóxico para o organismo e não provocar
lesões (CARVALHO et al., 2011; MAZZONETTO et al., 2012). Um biomaterial
necessita desempenhar sua função de promover respostas celulares e teciduais
correspondente ao indicado, otimizando as respostas clinicas ao tratamento sem
qualquer efeito sistêmico ou local indesejável ao paciente (CARVALHO et al., 2011).
34 Revisão de Literatura
Assim, precisa ter as seguintes características: ser atóxico, sem resposta imune
adversa; não alergênico; não carcinogênico; não produzir resposta inflamatória que
impeça a diferenciação dos tecidos adjacentes; não formar trombos; não alterar o
fluxo sanguíneo; ser osteopromotor/ osteoindutor e/ou osteocondutor; resistente e
resiliente; de fácil adaptação; custo acessível; e, disponibilidade pela quantidade
desejada (MAZZONETTO et al., 2012).
Todas as propriedades mecânicas, físicas, químicas e elétricas dos
componentes básicos dos possíveis biomaterias, devem ser avaliadas de modo
exaurido para qualquer aplicação, pois essas propriedades estão diretamente
ligadas às análises biomecânicas e biológicas em relação à função, dependendo do
tipo de força que será aplicado na área (MISCH, 2008). As propriedades físicas
constituem em forças de tensão, compressão e cisalhamento, sendo que a
resistência à compressão dos materiais de implante é maior do que os componentes
de cisalhamento e tensão. As mecânicas como força máxima, tendência à
deformação, resistência à fadiga, ductilidade e fratura, dependem dos formatos
variáveis e características das superfícies dos implantes. Quanto à corrosão e
biodegradação, a camada passiva, formada por óxidos ou hidróxidos de elementos
metálicos com maior afinidade pelo oxigênio, é reduzida, formando uma zona de
estabilidade. A toxicidade está relacionada ao conteúdo dos elementos tóxicos dos
materiais, metálicos ou não, e podem ter efeito modificador sobre o índice de
corrosão (MISCH, 2008).
Os biomateriais utilizados podem ser classificados quanto sua origem,
resposta biológica, característica física e propriedades biológicas. Quanto à origem
podem ser material: a) autógeno ou autólogo, são obtidos de áreas do próprio
paciente; b) homógeno ou homólogo, obtido de indivíduos de espécie semelhante ao
receptor; c) heterógeno ou xenógeno, obtido de indivíduos de espécie diferentes do
receptor; d) sintético ou aloplástico, os quais são materiais sintéticos metálicos,
cerâmicos ou plásticos (CARVALHO et al., 2011). Quanto à resposta biológica,
podem ser biotolerados, bioinertes e bioativos. Os biotolerados são materiais que
não são rejeitados e nem permitem aposição óssea, possuem tecido conjuntivo
fibroso entre implante e tecido ósseo; bioinertes são materiais que se caracterizam
por neoformação óssea de contato, sem reação entre leito e contato; e, os bioativos,
em que o material é caracterizado por induzir uma reação físico-química, resultando
na adaptação química e microestrutural com tecido. Quanto à característica física
Revisão de Literatura 35
podem ser: anorgânico ou inorgânico ou mineralizado; por processo químico
somente a matriz inorgânica permanece em forma de grânulos com variadas
dimensões; desmineralizados, por processo também químico, somente
permanecendo componentes da matriz extracelular, podendo ou não ter proteínas
ósseas morfogênicas (BMP); e, fresco, quando o material não sofre processamento.
Quanto à propriedade biológica podem ser, A) osteocondutor, possuem a
capacidade de conduzir a formação do tecido ósseo novo através de sua matriz de
suporte, como os aloplásticos e heterógenos; B) osteoindutor, induzem à
osteogênese e envolve a formação de novo osso com o uso de células imaturas e
sua diferenciação em células osteoprogenitoras, como o exemplo de agentes
osteoindutores: materiais homógenos e os autógenos; C) osteogênico, produzem a
matriz óssea através da osteogênese (células ósseas vivas e remanescentes do
enxerto formam a matriz óssea), ocorrendo só no osso autógeno; e D)
osteopromotor, promove seleção e proliferação de um grupo de células a partir do
leito receptor e também, simultaneamente, impedem a ação de fatores concorrentes
inibitórios ao processo de regeneração, através do uso de uma barreira física ou
membrana, como exemplo a técnica de regeneração óssea guiada (CARVALHO et
al., 2011; MAZZONETTO et al., 2012).
Algumas organizações fornecem normas para a padronização de materiais de
implantes, como os Comitês F4 e ISO da Amercian Society for Test and Materials
(ASTM) e avaliando que os mais utilizados na odontologia são o titânio, liga de
titânio, liga cromo e cobalto (Cr-Co), aço austenítico (Fe-Cr-Ni-Mo), tântalo, ligas de
zircônio e nióbilo, metais preciosos, cerâmicas e polímeros (MISCH, 2008).
Com base em todas essas características, há a oportunidade de selecionar
materiais a partir de alguns sistemas de compostos químicos, os quais foram
qualificados e classificados a fim de serem considerados biomaterias, como é o caso
das cerâmicas, polímeros, compósitos e metais (BARFEIE et al., 2015) (Figura 1).
As cerâmicas possuem vasto campo de aplicação em biomateriais devido
suas propriedades cristalográficas e a alta compatibilidade química com o meio
fisiológico. São compostos inorgânicos não-metálicos e não-poliméricos,
manufaturados no meio de compactação e sinterização em altas temperaturas,
sendo materiais de baixa condutividade elétrica e térmica, devido os elétrons não
estarem livres, pois ocorrem ligações iônicas e covalentes. As cerâmicas são menos
densas, se comparadas ao metal, possuem boa estabilidade dimensional,
36 Revisão de Literatura
resistentes ao desgaste e à compressão, em ambientes ácidos são estáveis. São
materiais duros, quebradiços, sensíveis à rachadura e a defeitos, que podem
fraturar, por terem uma estrutura cristalina tridimensional com elevado grau de
compactação. Com isso, deve haver cautela quando proposto para regiões de
sustentação e grandes tensões. Os compostos cerâmicos podem ser: zircônia
(ZrO2), alumina, fosfatos de cálcio (hidroxiapatita e o fosfato tricálcico), biovidros e
vitrocerâmicos. São classificados conforme sua interação, em bioinertes, como a
alumina e a zircônia; bioativos, como a hidroxiapatita, biovidros e vitrocerâmicas; e,
bioreabsorvíveis (que participam do processo metabólico do organismo e sofrem
degradação biológica e química, sendo substituídos por células em crescimento)
como o fosfato tricálcico (PIRES et al., 2015; APRATIM et al., 2015; ELLINGSEN et
al., 2006). Sendo divididas em óxidos ou outros componentes. Os óxidos próprios
para dispositivos de implantes cirúrgicos possuem inercia à biodegradação, alta
resistência e mínima condutividade térmica e elétrica, cor clara, porém deve haver
atenção em seu manuseio para evitar trincas, arranhões ou até mesmo fraturas. As
cerâmicas bioativas e biodegradáveis (hidroxiapatita, fosfato tricálcico) são mais
usadas em cirurgias reconstrutivas e/ou substituição óssea (MISCH, 2008).
Figura 1 - Categorias de compostos químicos usados na confecção dos biomateriais
Polímeros são macromoléculas formadas pela ligação de várias unidades
repetidas menores ao longo da cadeia através de ligações covalentes. Os
biomateriais poliméricos possuem facilidade de fabricação para produzir diversas
formas de polímeros (partículas, filmes e fios), processamento secundário,
Revisão de Literatura 37
disponibilidade de material com propriedades físicas e mecânicas desejáveis e custo
razoável. Possuem resistência e módulo de elasticidade mais baixa e alongamentos
mais altos quando há fratura, são isolantes elétricos e térmicos. Os polímeros são
obtidos através de reações de polimerização ou por meio de organismos vivos,
classificando-se como sintéticos, naturais e quimicamente modificados. Devido sua
maior estabilidade, propriedades bem definidas (como transparência, facilidade de
esterilização, resistência, inércia, estabilidade, entre outros) e reprodutíveis, os
sintéticos são os mais utilizados; mas os polímeros reforçados por fibras podem ser
projetados para que suas propriedades se equiparem às do tecido. Os polímeros
mais conhecidos, são polietileno (PE), polipropileno (PP), politetrafluoroetileno
(PTFE), polietileno tereftalano (PET), polimetilmetacrilato (PMMA), policaprolactona
(PCL), policloreto de vinila (PVC), polidimetilsiloxano (PDMS),
polihidroxietilmetacrilato (poli(HEMA)), ácido hialurônico e quitosana. O PP, por
exemplo, é usado para confecção de suturas, e o PVC para a confecção de
dispositivos médicos, já o PTFE é usado como membranas para técnicas de
regeneração. Mas a atenção deve ser maior quanto ao seu processo de
degradação, visto que podem ser eventualmente citotóxicos, já que modificações
ocorrem de modo progressivo e irreversível na composição e estrutura. Os
polímeros sintéticos e naturais são degradados de maneiras diferentes (PIRES et al.,
2015; MISCH, 2008).
Os compósitos estão cada vez mais sendo aplicados como biomateriais, com
crescente desenvolvimento devido ao seu grande potencial biológico e mecânico,
auxiliando em diversas situações clínicas específicas. É uma classe de material
formado por uma fase contínua e outra dispersa (matriz e componente de reforço ou
modificador, respectivamente) dividida por uma interface que pode incorporar
propriedades combinadas dos constituintes individuais. O material da fase dispersa
(modificador ou de reforço) é usado com objetivo de melhorar as propriedades
mecânicas, elevar a taxa de degradação, aprimorar a biocompatibilidade e
bioatividade e controlar o perfil de liberação de fatores de crescimento incorporado.
Pode ser usado na forma de partículas ou fibras, dependendo do percentual,
distribuição e orientação dessas fibras ou partículas na matriz ou interações
interfaciais, ocorrem alteração nas propriedades dos compósitos. As formas mais
comuns de compósitos biomaterial são do tipo polímero-cerâmica e metal-cerâmica;
a adição de partículas de hidroxiapatita, biovidro e fosfatos de cálcio aumentam a
38 Revisão de Literatura
biocompatibilidade e o modulo de elasticidade da matriz, já os compósitos metálicos
aprimoram as propriedades mecânicas. Em implantes dentários e ortopédicos
metálicos a adição de hidroxiapatita e fosfatos de cálcio como recobrimentos
aumentam a condutibilidade para a formação, crescimento ósseo e estabilidade.
Alguns compósitos como álcool polivinil (PVA), polilactídeos ou glicolídeos,
cianocrilatos são combinados com particulados ou fibras biodegradáveis de fosfato
de cálcio (CaPO4) usados como suportes estruturais, parafusos, lâminas e outros
(PIRES et al., 2015).
A classe dos metais vem sendo amplamente usada como componentes
estruturais, substituindo, reforçando e/ou estabilizando tecidos rígidos. Na Tabela 1
há detalhadamente os principais tipos de metais e ligas com suas aplicações na
área da saúde. Os metais se destacam por apresentar ótimo desempenho mecânico
e alta resistência à fratura e à fadiga (características essenciais para biomateriais
que serão submetidos a altas cargas de compressão e tração), durabilidade, boa
condutividade elétrica, capacidade de polimento e abrasão da superfície, facilidade
de esterilização e fácil visualização em imagens radiográficas (ANANTH et al., 2015;
APRATIM et al., 2015; PIRES et al., 2015).
Tabela 1 - Principais metais e ligas com suas aplicações na área de saúde
Metal ou Liga Aplicações Aço inoxidável 316L Fixação de fraturas, stents, instrumentos
cirúrgicos Ti-Cp, Ti-Al-V, Ti-Al-Nb, Ti-13Nb-13Zr, Ti-
Mo-Zr-Fe Substituição de ossos e articulações,
impantes dentparios, encapsulação de marca-passo
Co-Cr-Mo, Cr-Ni, Cr-Mo Substituição de ossos e articulações, restaurações, implantes dentários, válvulas
cardíacas Ni-Ti Placas ósseas, stents, fios ortodonticos
Ligas de ouro, amálgama de Hg-Ag-Sn Restaurações dentárias Prata Agente antimicrobiano
Platina e Pt-Ir Eletrodos Fonte: Pires et al., 2015
Segundo Pires et al., 2015, essas propriedades dos metais são
caracterizadas pela estrutura do retículo cristalino e pelas forças de ligações; o
agrupamento dos átomos em padrão cristalino tridimensional, ordenado e repetido
confere alta densidade ao metal. A boa condutividade térmica e elétrica dos metais é
devido aos núcleos de íons positivos imersas em nuvem de elétrons, os quais se
Revisão de Literatura 39
movimentam livremente. Já a resistência à tração é conseguida através da
intensidade de ligações metálicas e as ligações não-direcionadas permitem que
ocorram as deformações plásticas, assim aposição de íons metálicos é alterada sem
destruir a sua estrutura cristalina.
Os grupos de metais habitualmente usados são: a) aço inoxidável; b) ligas a
base de cromo e cobalto (Cr-Co); e, c) titânio comercialmente puro e ligas de titânio
(ANANTH et al., 2015; APRATIM et al., 2015; PIRES et al., 2015).
Ananth et al., 2015 e Pires et al., 2015, relatam que a classe metálica além de
cumprir todos as características de um biomaterial, como biocompatibilidade, devem
também ser quimicamente estáveis, dispor de apropriada resistência à corrosão
(para prevenir a degradação), alta força de adesão entre osteoblastos, propriedades
mecânicas adequadas a fim de que o modulo de elasticidade seja similar ao do osso
e resistência à fadiga.
Depois de implantados no corpo humano, há contato com o sistema biológico
(fluidos corpóreos) e a presença de oxigênio dissolvido, proteínas, íons, hidróxidos e
cloreto, podem ser agressivos aos metais causando um processo de corrosão.
Quanto a implantes dentários e outros materiais odontológicos que ficam na
cavidade bucal, a interação de ligas metálicas são mais suscetíveis a variações de
temperatura, pH e presença de biofilme. Paralelamente, os implantes sofrem ação
de cargas mecânicas, as quais geram deslizamento e atritos, causando liberação de
partículas metálicas (desgaste). Com isso, a integridade estrutural e também a
mecânica podem ser alteradas, podendo causar falha prematura ou fratura no
implante, pode gerar, também, subprodutos causadores de processos inflamatórios
ou alérgicos. Todos os metais usados no ramo da saúde são suscetíveis à corrosão.
Os metais nobres não são suscetíveis a processos corrosivos, mas não são usados
para biomateriais, devido a propriedades mecânicas inferiores e alto custo. Contudo,
a resistência à corrosão se dá através de uma película de óxido formada no
momento em que há interação do metal com o ar (camada de passivação),
impedindo a troca de íons e assim protegendo a superfície do metal, entretanto
fatores como heterogeneidade na microestrutura relacionada à variação na
composição, presença de impurezas, precipitados, deformação superficial,
segregações e inclusões, podem vir a comprometer a resistência à corrosão. Com
isso, para melhorar a resistência à corrosão, deve haver o fortalecimento da película,
com o auxílio do processo de fabricação em que os implantes são submetidos à
40 Revisão de Literatura
deposição suplementar de óxidos em sua superfície (ANANTH et al., 2015; PIRES et
al., 2015).
Se a camada de passivação for violada, a corrosão ocorrerá, haverá liberação
de íons metálicos até que aja a sua regeneração, caso possível. A corrosão pode
ser ou localizada, caracterizada por cavidades pequenas e profundas nos metais; ou
corrosão em fendas, entre o metal e outro material, metálico ou não; ou corrosão por
desgaste, produzido por componentes metálicos em contato direto em movimentos,
aumentando o risco de fratura. (PIRES et al., 2015).
A corrosão é uma grande preocupação quanto aos materiais metálicos com
uso na implantodontia, visto que vão para o interior da cavidade oral, assim os
eletrólitos e compostos de oxigênio diferem dos presentes nos fluidos teciduais.
Além desses, o pH também terá significante aumento de variação em áreas sobre a
placa bacteriana e dentro da cavidade oral. É dito que a corrosão galvânica ocorre
mais em implantes dentários, mas os processos galvânicos dependem da
passividade das camadas de óxido, estas possuem taxa mínima de dissolução e alto
poder de regeneração dos metais. Essa camada passiva é bem maior em metais
como o titânio, tântalo e nióbio cobrindo uma zona de estabilidade ambiental ampla
(potencias de redução de oxidação e valores de pH) em comparação com óxidos de
crômio (MISCH, 2008).
Um ponto consiste entre a resistência mecânica, capacidade de deformação
do material e do osso receptor, visto que o módulo de elasticidade óssea varia entre
3 e 20 GPa, enquanto que as dos metais podem chegar a até 10 vezes mais que
este valor. Assim, o implante assumirá a carga e o osso não receberá o estímulo
para manter sua massa, ocorrendo redução na densidade óssea e afrouxamento do
implante, porém modificações nos metais, como a inserção de poros, melhoram esta
disparidade (PIRES et al., 2015). O limite da resistência dos materiais metálicos de
implantes à fadiga pode atingir 50% de sua resistência máxima à tensão. Com a
tentativa de equiparar as propriedades do material implantado e as propriedades do
tecido duro, polímeros, compósitos e metais de baixo módulo de elasticidade estão
sendo experimentados (MISCH, 2008).
Como características individuais dos metais usados em biomateriais, o aço
inoxidável possui boas propriedades mecânicas, baixo custos, alta disponibilidade e
fácil processamento, apesar de ser utilizado na maioria das vezes com tratamento
térmico resultando em ligas mais resistentes e alta ductilidade. É ligado ao ferro,
Revisão de Literatura 41
cromo, níquel e outros elementos. Não oxidável graças à camada passivadora
obtida pela presença de óxido de cromo na superfície. Mais usados em formato de
lâmina para o ramo da mandíbula e pinos estabilizadores (MISCH, 2008).
Quanto às ligas à base de cobalto-cromo, são resistentes ao desgaste, à
corrosão, ao calor e também não-magnéticas, porém possuem baixa plasticidade e
dificuldade de usinabilidade. A resistência a corrosão se dá através da camada de
CrO2, mas a incorporação de outros elementos como ferro, tungstênio, molibdênio,
auxiliam na melhoria das propriedades em altas temperaturas e resistência à
abrasão. As ligas mais usadas são a Vitallium (liga Co-Cr-Mo e a liga Co-Cr-Ni-Mo),
podendo também incluir o tungstênio e o ferro (Co-Cr-Ni-W e Co-Cr-Ni-W-Fe). As
ligas a base de cobalto são mais utilizadas como pré-fundição ou de fundição e
recozimento (PIRES et al., 2015). Todos os elementos e suas concentrações são
considerados essenciais para a fundição e manufatura (MISCH, 2008).
Já o titânio e as ligas de titânio possuem elevada biocompatibilidade,
excelente propriedade mecânica e boa resistência à corrosão, por isso será
estudado detalhadamente.
2.2 TITÂNIO (Ti)
O titânio e suas ligas são os metais mais utilizados como biomaterial médico e
odontológico atualmente, mas também se encontram presentes em diversos campos
da indústria, como a química, aérea e naval. Suas propriedades e características
fazem com que este elemento químico, classificado como metal de transição leve,
seja bastante empregado em muitas áreas (Mc CRAKEN et al., 1999; PRASAD et
al., 2015).
Com o avanço das pesquisas envolvendo o titânio e suas ligas, seu uso na
fabricação de implantes ortopédicos e odontológicos teve um aumento exponencial
devido à presença da excelente biocompatibilidade, alta resistência à corrosão, alta
resistência mecânica e a baixa densidade (KIRMANIDOU et al., 2016; SHAH et al.,
2016; TEKER et al., 2015; SOUZA et al., 2015; MANERA et al., 2009).
O titânio possui como características ser um material leve (de baixo peso),
com alta proporção de resistência/peso, baixo módulo de elasticidade, tenacidade,
toxicidade nula, opacidade, com brilho prata e lustroso, duro somente quando em
42 Revisão de Literatura
baixas temperaturas e maleável quando é aquecido, boa ductilidade, capacidade de
dispersão, elevado índice de refração e facilidade de corte e acabamento (Mc
CRAKEN et al., 1999; MISCH, 2008; MANERA et al., 2009). Sempre está combinado
a outros elementos químicos, pois não é encontrado em estado livre na natureza.
Quando o comparamos a outros metais, pode-se dizer que é semelhante ao aço,
mais leve que o ferro e semelhante à platina quanto à corrosão. A maior parte do
titânio está na forma de óxido, devido sua forte afinidade com o oxigênio, dentre os
óxidos de titânio, rutilo, anastásio, ilmenita, perovskita e leucoxênio, mas somente o
dióxido tetragonal (TiO2 - rutilo) possui compatibilidade. Possui elevado ponto de
fusão, sendo sólido em temperatura ambiente e havendo transformação alotrópica
(quando há origem de substâncias simples diferenciadas entre si conforme a
temperatura) em torno de 883º C (MAIA, 2001).
O titânio comercialmente puro (TiCp) é conseguido através da redução do
tetracloreto de titânio (TiCl4) que é um intermediário na produção, com o magnésio
(Mg) podendo formar soluções sólidas com uma variedade de elementos de liga,
como o vanádio, alumínio, gálio, carbono, germano, nitrogênio, oxigênio, tântalo,
ferro, nióbi, manganês, cromo, cobalto, cobre, níquel, silício e hidrogênio. As ligas de
titânio formadas por esses elementos são nomeadas e qualificadas conforme a
concentração de elementos de liga adicionados para modificar sua microestrutura e
propriedades mecânicas. Esses elementos de liga do titânio estão subdivididos em α
e β estabilizadores conforme a modificação a qual produzem na temperatura de
transformação alotrópica. Os metais como zircônio (Zr), hafnio e estanho, por
possuirem uma temperatura sem grandes alterações alotrópicas são ditos neutros.
Além de tudo isso, o titânio por ser um metal extremamente reativo, pois forma uma
camada de óxido persistente contribuindo para sua passividade eletroquímica
(camada de óxido) que se forma com a interação com o ar sobre a superfície do
implante (PRASAD et al., 2015; Mc CRACKEN et al., 1999).
O titânio é classificado em titânio comercialmente puro (TiCp) e em ligas de
titânio, que podem variar conforme a concentração e quantidade de elementos
ligantes adicionados nela, através da alteração das características cristalográficas e
processo termomecânica, consequentemente havendo uma variedade de ligas, com
propriedades físicas e mecânicas modificadas (PIRES et al., 2015). Os elementos de
liga são classificados em α e β estabilizadores conforme a variação das
temperaturas, abaixo e acima de 883º C, de transformação alotrópica do titânio,
Revisão de Literatura 43
respectivamente, caracterizando as diferenças dos graus de titânio (SHAH et al.,
2016; Mc CRACKEN et al., 1999).
Quanto sua estrutura anatômica, o titânio possui elétrons altamente reativos,
que de modo rápido formam um óxido responsável pela biocompatibilidade do metal,
e outros relativamente estáveis e com ligações fortes. Em caso da temperatura
chegar até 883º C, o TiCp terá uma estrutura atômica hexagonal estreita (fase α),
contrariando os metais hexagonais, pois o Ti possui boa ductilidade. Porém se for
acima de 883º C à estrutura será cúbica de corpo centralizado (fase β). Na fase α, o
oxigênio, alumínio, nitrogênio e carbono acabam estabilizando esta fase, devido sua
solubilidade na estrutura hexagonal. Já na fase β, o manganês, cromo, vanádio e
ferro a estabilizam (SHAH et al., 2016; FARIA et al., 2014; PRASAD et al., 2015; Mc
CRACKEN et al., 1999). Na figura 2, há a estrutura cristalina do Ti e os tipos de fase
em que se encontram o Ti abaixo ou acima de 882º C.
Os biomateriais de titânio são produzidos a partir da classificação do titânio
em titânio comercialmente puro (TiCp) e de uma das ligas de titânio. A ASTM
reconhece como biomaterial, o TiCp dividido em quatro graus (grau I, II, III e IV) e as
liga de titânio alumínio vanádio (titânio- 6 aluminio- 4 vanadio ou Ti-6Al-4V), a qual
é composta de 90% de titânio, 6% de alumínio e 4% de vanádio. Quando é desejada
uma baixa quantidade de componentes intersticiais, o nível de hidrogênio e oxigênio
são reduzidos, criando o Ti6Al4V ELI (tabela 2)(ASTM; ANANTH et al., 2015; ELIAS
et al., 2015).
O Ticp, pertenciente as ligas α, possui quatro graus diferentes de titânio
segundo a ASTM. Com menor resistência mecânica, alta ductilidade, facilidade de
execução a frio, menor concetração de oxigênio intersticial (agente endurecedor) e
ferro residual, propriedade que diminui o endurecimento do material, o primeiro grau
de TiCp, tido como grau I, é descrito. Quanto ao segundo grau, TiCp grau II, há boa
resistência mecânica, semelhante ao aço inoxidável e boa ductilidade. O terceiro
grau, Ticp grau III, possui maior resistência mecânica quando comparado ao grau II,
por causa de suas maiores concentrações de oxigênio e nitrogênio em sua
composição, mas a ductilidade sofreu uma grande queda, sendo inferior em relação
aos demais. E o último da classificação de TiCp, grau IV, possui teores de pureza
entre 98 e 99,5% com maior resistência mecânica quando comparado aos outros
três graus anteriores e apresentam baixa ductilidade (MANERA et al., 2009; MAIA,
2001).
44 Revisão de Literatura
Fonte: Prasad et al., 2015
Figura 2 - Estrutura cristalina do Ti. Abaixo de 882º C existe a fase hexagonal alfa (α), em que elementos como Al, C, O e N estabilizam a fase esta fase. A uma temperatura acima de 882º C existe uma fase cristalina cúbica beta (β), em que elementos como Mn, Cr, Fe e V estabilizam a fase beta No centro, as duas fases ajudam a criar a fase alfa-beta estável
As ligas de titânio são classificadas como ligas β. Mas o titânio alumínio
vanádio (Ti6Al4V) possui uma ressalva, visto que o alumínio e o vanádio são ligas α
e β, ou seja, estabilizador α e β, respectivamente, apresentando teores balanceados
de elementos α e β estabilizadores; por conseguinte, a formação de fases α e β é
levado para a temperatura ambiente (CASAVOLA et al., 2011). Com base nisso, o
titânio grau V possui biocompatibilidade, propriedades mecânicas e resistência à
corrosão superiores (MC CRACKEN et al., 1999; MAIA, 2001; CASAVOLA et al.,
2011; ELIAS et al., 2015). Todos esses materiais de titânio são comercializados em
implantes dentários. Na tabela 3, é possível verificar a composição química de cada
TiCp e do Ti-6Al-4V.
Revisão de Literatura 45
Tabela 2 - Classificação e subclassificação do titânio e suas ligas como biomaterial (odontologia)
Titânio Comercialmente Puro Ligas de titânio Grau I Grau II Grau III Grau IV
Ti-6Al-4V ou Grau V Ti-6Al-4V ELI
Fonte: Baseado na ASTM; e, ANANTH et al., 2015
Tabela 3-Composição química de todos os graus de TiCp e do grau V (valores em porcentagem - %)
Elemento Grau I Grau II Grau III Grau IV Grau V (Ti-Al-V)
Ti-Al-V ELI
Nitrogênio
(N)
0,03
0,03
0,03
0,03
0,05
0,05
Carbono (C)
0,10 0,10 0,10 0,10 0,08 0,08
Hidrogênio (H)
0,015 0,015 0,015 0,015 0,015 0,012
Ferro (Fe)
0,02 0,03 0,03 0,05 0,30 0,10
Oxigênio (O)
0,18 0,25 0,35 0,40 0,20 0,13
Alumínio (Al)
- - - - 5,50- 6,75 5,50- 6,50
Vanádio (V) - - - - 3,50- 4,50 3,50- 4,50 Titânio (Ti) balanço balanço balanço balanço balanço balanço
Fonte: Modificado de McCraken et al., 1999; Manera et al., 2009; Casavola et al., 2011; e ELIAS et al., 2015
As propriedades mecânicas e físicas do TiCp e liga estão relacionadas ao
módulo de elasticidade, tensão última, tensão de escoamento e deformação. O
módulo de elasticidade e de resistência à tensão do titânio é relativamente baixo em
comparação com a maioria das outras ligas. O módulo de elasticidade da liga de
titânio é ligeiramente maior do que a do TiCp. O TiCp grau I, II, III e IV, sofrem
variação entre 102 à 104 GPa, ou seja, apenas em 2% por causa de sua maior
quantidade de oxigênio presentes na composição e da atração de átomos entre si,
pois esta atração depende de cada átomo envolvido na estrutura cristalina do titânio.
O grau V, com a adição de alumínio e vanádio, que compõem 10% de ligas de
titânio, eleva o módulo de elasticidade a mais de 10%, indo para 113 GPa. Ou
melhor, uma maior carga será necessária para deformar um material quando o
46 Revisão de Literatura
módulo de elasticidade for alto, assim mais rígido é o material e menor será sua
deformação. Entretanto, quando o módulo de elasticidade é menor, o material do
implante transmite de maneira mais dinâmica os esforços solicitantes ao osso
(ELIAS et al., 2015; ANANTH et al., 2015; MIRANDA, 2013; CASAVOLA et al., 2011;
MANERA et al., 2009). O titânio-alumínio-vanádio possui o alumínio para diminuir o
peso específico e melhorar seu módulo de elasticidade e o vanádio para diminuir a
condutividade térmica e aumentar a dureza. A liga de titânio é mais forte que o grau I
e II e considerada quatro vezes mais forte que o grau III. De modo geral, a
ductilidade do TiCp é maior que a liga de titânio. Quanto ao osso, o módulo de
elasticidade do titânio chega a ser cinco vezes maior do que a do osso compacto,
sendo necessária a correta distribuição da transferência de tensão mecânica, porém
quando o Ti é estabilizado na fase β, o módulo de elasticidade é menor, contribuindo
para diminuir a diferença desta propriedade entre o biomaterial e o osso (PIRES et
al., 2015; MISCH, 2008).
A tensão última do Ti grau V é bem superior em relação aos dos três graus de
TiCp, pois possuem uma resistência maior, devido sua composição e suportam
valores altos de sobrecarga.
A tensão de escoamento dos graus de TiCp e do Ti6Al4V é distinta em sua
totalidade, pois diferem no nível atômico. Os átomos e tensões localizados que não
conseguem se movimentar ao longo de suas estruturas, acabam impedindo o
movimento de deslocamento, com isso, eleva a tensão de escoamento dos
materiais. Mais especificamente quanto ao titânio e sua estrutura, o oxigênio se
dissolve na rede cristalina na forma de átomos intersticiais entre íons de titânio,
ocupando lugar e causando aperto aos átomos de titânio, deste modo criando áreas
de tensão na estrutura atômica do elemento. Devido a pouca movimentação dos
planos de átomos, por causa do pouco espaço, a ductilidade é diminuída. O
Vanádio(V) estabiliza a fase β da liga de titânio, realizando uma associação das
duas fases α e β, proporcionando maior resistência à liga. O titânio e sua liga
possuem baixa densidade (KIRMANIDOU et al., 2016; ELIAS et al., 2015;
MIRANDA, 2013; CASAVOLA et al., 2011; MANERA et al., 2009). Verificar na tabela
4 todos os valores das propriedades técnicas gerais do titânio comercialmente puro
e do titânio-alumínio-vanádio.
O titânio é um metal muito reativo, o qual quer sofrer oxidação, ou seja, quer
corroer. Porém, quando exposto ao ar ou água, o metal de titânio puro acaba
Revisão de Literatura 47
reagindo espontaneamente e forma uma camada fina de óxido em sua superfície
(Figura 3). Essa camada é chamada de camada passiva, composta por dióxido de
titânio (TiO2), com cerca de 2 a 5nm de espessura, a qual impedirá que a
biocorrosão aconteça. Este óxido é denso, estável e não reativo. Quando entra em
contato com algumas substâncias como ácidos, fluoretos e saliva, a proteção contra
o óxido é extinta e o processo de biocorrosão pode ser iniciado. Dessa forma,
processos eletroquímicos se iniciam e estão mais propensos a quebras e liberam
íons de partículas no meio (SHAH et al., 2016; KIRMANIDOU et al., 2016; SOUZA
et al., 2015; PRASAD et al., 2015; DOS SANTOS et al., 2014; MIRANDA, 2013;
BARÃO et al., 2012; HUANG, 2003).
O processo de corrosão é definido como uma reação química ou
eletroquímica entre um material, normalmente de metal, e sua degradação ao meio
ambiente, deteriorando o metal e suas propriedades. Existem vários tipos de
corrosão presentes em materiais dentários, como corrosão galvânica, corrosão por
fricção, corrosão intersticial (fenda), craquelamento induzido por fator ambiental e
corrosão induzida por microrganismos. As formas mais comuns de corrosão em
implantes dentários são: galvânica, por fricção e intersticial (em barras de titânio, por
exemplo). A corrosão galvânica acontece quando há contato direto entre dois metais
diferentes em uma solução eletrolítica. A corrosão por fricção/atrito é causado pela
fricção mecânica, produzindo um desgaste e danos na camada de passivação da
superfície do Ti. O atrito entre implante e osso ocorre devido à carga cíclica durante
a mastigação, e tem sido sugerida como uma causa da corrosão e liberação de
restos de metal Ti no tecido. Esta libertação de íons metálicos e detritos têm sido
associada à citotoxicidade, à fagocitose de partículas de Ti por macrófagos, à
inibição da diferenciação das células, inflamação e alterações neoplásicas. A
corrosão intersticial ocorre quando duas superfícies muito próximas ou em locais
apertados em que não há troca de oxigênio (PRASAD et al., 2015; KIRMANIDOU et
al., 2016).
Algumas vezes, quando o implante é colocado no local receptor com
adaptação muito precisa no osso, algumas áreas arranhadas ou ate mesmo
desgastadas do implante, durante a inserção seriam oxidadas novamente, porém in
vivo. Também é possível observar que a camada de óxido tende a aumentar em
espessura durante testes de corrosão e que em superfícies aeradas sua
deterioração é pouco provável (MISCH, 2008).
48 Revisão de Literatura
Tabela 4 – Propriedades técnicas gerais do Ticp e Ti6Al4V
Material Módulo de elasticidade
(GPa)
Tensão última (MPa)
Tensão de escoamento
(MPa)
Deformação
(%)
Densidade
(g/cc)
Grau I 102 240 170 24 4,5
Grau II 102 345 275 20 4,5
Grau III 102 450 380 18 4,5
Grau IV 104 550 483 15 4,5
Ti-6Al-4V ELI
113 860 795 10 4,4
Ti6Al4V 113 930 860 10 4,4
Fonte: Modificado de McCraken et al., 1999;e, Casavola et al., 2011
Fonte: Prasad et al., 2015
Figura 3- Formação da camada de óxido. Em que o Titânio (Ti) quando reage com o ar ou água, formada uma fina camada de óxido (TiO2) na superfície
A cavidade bucal pode acumular substâncias corrosivas, como ácido lático,
peróxido de hidrogênio, ácidos cítricos, ácidos clorídricos e ácidos fluorídrico, em
diferentes concentrações, desse modo às substâncias que ficam armazenadas no
ambiente oral podem desfazer a camada de óxido de titânio se em contato. Mas
esse acúmulo de substâncias corrosivas dependerá da higiene oral, estado de
saúde e dieta dos pacientes, alguns tratamentos dentários, composição de biofilme
oral e fluxo-composição da saliva. As áreas retentoras dessas substâncias são
restaurações dentárias, próteses e sistemas de implantes dentários. Os íons como
Cl, F-, e H+ presentes na saliva são os principais agentes responsáveis pela
corrosão dos materiais dentários. Os fluoretos (utilizados para evitar a cárie ou
aplicadas depois do clareamento em forma de gel, enxaguantes bucais, ou até
dentifrícios com muito flúor) e peróxido de hidrogênio (como agentes clareadores),
podem provocar a degradação de titânio e suas ligas, causando uma redução da
resistência à corrosão do titânio, resultando em descoloração visível ao redor do
Revisão de Literatura 49
implante. Assim, os fluoretos conseguem infiltrar na camada de óxido,
principalmente quando está em baixo pH. O processo de corrosão do titânio devido
ao fluoreto resulta na liberação de hidrogênio como um produto da reação,
degradando as propriedades mecânicas do titânio. A corrosão do titânio por fluoretos
depende da concentração do ácido fluorídrico (HF), do nível do pH e do nível de
fluoretos na solução ao qual é exposto (KIRMANIDOU et al., 2016; SOUZA et al.,
2015; PRASAD et al., 2015; ELLINGSEN et al., 2006).
A degradação in situ de um implante metálico altera sua integridade
estrutural e ocorre a libertação de partículas de íons, causando efeitos biológicos
diferentes, afetando a biocompatibilidade e função de implantes dentários. O efeito
de corrosão pode ser visível in vivo quando é severo. Olmedo et al., 2012, relata que
é o metal que sofre corrosão e pode afetar o contato próximo entre o implante e o
tecido ósseo. Os titânios grau I ao V sofrem semelhante processo de oxidação da
superfície, exceto os enriquecidos com óxido de alumínio, mas a influencia do óxido
de superfície na ligação de osteoblastos e de diferenciação ainda não foi
completamente esclarecida (RAPUANO et al., 2012). Mas poucas são as
implicações clínicas conhecidas sobre a corrosão nos implantes dentários, estudos
como os de Laurent et al 2001; Huang 2003; Corrêa et al. 2009; Mereci et al., 2009;
Souza et al 2010; Barão et al. 2012; e, Dheda et al., 2013; DOS SANTOS et al.,
2014 e Barão et al., 2014 avaliaram a corrosão do TiCp e da liga de Ti na presença
de fluoretos, bactérias, albumina, condições inflamatórias e hiperglicemicas e
lipopolissacarídeo, concluindo que há aceleração do processo de corrosão de ligas
de Ti e TiCp e contaminação, como por exemplo, em casos que a bactéria
Porphyromonas gingivalis na superfície do TiCp foi mais patogênica após
modificação por corrosão do que na superfície do Ti grau V. Além disso, os iões
metálicos libertados para tecidos podem estimular uma resposta inflamatória,
reações tóxicas, mutagênicas e cancerígenas (SOUZA et al., 2015).
De maneira geral o titânio e a liga tem se demonstrado como superfícies
osseointegradas em implantes de humanos. O TiCp é mais estável em relação ao
Ti6Al4V (MISCH, 2008). Apesar do Ti6Al4V ser mais forte, suportando melhor as
cargas, os materiais não apresentarão as mesmas reações no tecido ósseo.
Algumas particularidades podem ser significativas quanto à resposta do tecido ósseo
em relação à parte clínica (JOHANSSON et al.,1998; PALMQUIST et al., 2009; LEE
et al., 2012). Misch, 2008, relata que células semelhantes a osteoblastos
50 Revisão de Literatura
responderam de modo diferente em placas de TiCp e de Ti6Al4V, especulando que
a liga poderia resultar em uma superfície química mais complexa. Além disso, o
mesmo autor indica que íons liberados a partir das superfícies da liga teriam efeito
negativo sobre a adesão celular e poderiam prejudicar a formação óssea, além de
que na superfície do TiCp seria mais provável de otimizar a diferenciação dos
osteoblastos. Em estudo de Stenport et al., 2008, uma comparação através da
interação e comportamento de implantes dentários de TiCp e grau V, em tíbias de
coelhos, verificou a biomecânica e da histomorfometria que implantes TiCp
mostraram um aumento na força de cisalhamento se comparado com o grau V, mas
a influência dos materiais de implante sobre os tecidos circundantes necessita ser
alvo de mais estudos. Johansson et al., 1998, estudou também em tíbia de coelhos,
o comportamento ósseo através do contato ósso-implante (BIC) do TiCp e de sua
liga, concluindo que os valores não foram estatisticamente diferentes entre si, mas
ressaltaram que há uma tendência a valores mais elevados de BIC para o TiCp.
Miranda, 2013, em estudo, objetivou analisar a resposta óssea do titânio grau IV e
grau V em implantes curtos e estreitos através da análise do contato osso-implante
(BIC) e da área de neoformação óssea com fluorocrômo, em tíbias de coelhos, com
período de osseointegração de 2 semanas. Os resultados mostraram que não
houve diferença estatisticamente significante entre os grupos nos dois tipos de
análises, ou seja, que implantes de titânio de grau IV e de grau V obtiveram
respostas biológicas semelhantes, quando avaliados o BIC e a área óssea
neoformada.
A camada passiva da superfície do TiCp ou da liga é o que entrará em
contato com o tecido do corpo (osso e tecido periodontal), tendo o papel de resistir à
corrosão, ter biocompatibilidade e osseointegração. Porém, é justamente nessa
camada que há o TiO2, em que a estrutura cristalina varia conforme a superfície do
implante, podendo estar aí a explicação de haver os mesmos valores de BIC tanto
para o TiCp quanto para a liga (MISCH, 2008).
Quanto às reações biológicas referentes ao titânio, pouco se sabe quanto à
hipersensibilidade a este metal, pois paciente têm apresentado sintomas de
dermatite por contato e reações granulomatosas pelo corpo após instalação de
marca-passos e próteses, por exemplo. Mas não há uma causa apontada como
certa para esses tipos de reações, o que pode ocorrer é a camada passiva de TiO2
ser responsável por alguma resposta deletéria do organismo; e a sensibilidade ao Ti.
Revisão de Literatura 51
Essa resposta deletéria pode ocorrer em horas ou dias após o contato do corpo com
o titânio. Sabe-se que alguns metais como níquel e cobalto podem afetar o sistema
imune do paciente causando alguma reação. Mas algumas tentativas de associar o
Ti com biomoléculas formando um complexo a fim de evitar que esses tipos de
reações ocorram (PRASAD et al., 2015). Apesar da hipersensibilidade a
osseointegração não é afetada (HOSOKI et al., 2016).
Quanto à aplicabilidade do titânio e sua liga na implantodontia, pode-se dizer
que é visto em vários materiais de uso corriqueiro como instrumentais, implantes,
parafusos de cobertura, mini-implantes ortodônticos e componentes protéticos, entre
outros utilizados na odontologia (GIOKA et al., 2004; LIMA et al., 2006; PASTOR et
al., 2008; SQUEFF et al., 2008; OLIVEIRA et al., 2009; MATHIEU et al., 2012; GALLI
et al, 2012; SINGH et al.,2012). A liga titânio alumínio vanádio é aproximadamente
seis vezes mais forte do que o osso compacto, assim há a possibilidade de peças
mais finas, como regiões finas de interconexões, lojas de parafusos de implantes,
componentes protéticos, entre outros.
O titânio é utilizado em fresas para implantes, instrumental cirúrgico e
implantes dentários, por exemplo. Mas é na confecção de implantes dentários que o
titânio grau IV é o mais utilizado em nível comercial. Porém, muitas indústrias vêm
utilizando o titânio grau V como biomaterial em implantes depois de ser muito
empregado em componentes protéticos. Os componentes protéticos entram em
contato com a cavidade bucal após se integram ao implante, passando pela mucosa
gengival, onde deve haver biocompatibilidade, adesão e estagnação de bactérias
(LIMA et al., 2006). São confeccionados em ligas de titânio, Ti6Al4V, a qual além de
ter menor custo, possui resistência a cargas superior ao titânio comercialmente puro.
Além do titânio e o titânio-alumínio-vanádio, outras ligas, Ni-Cr-Mo, Ni-Cr-Mo-Ti e a
de Ni-Cr-Ti, são usadas e adequadas para confecção de abutments (LALITHAMMA
et al., 2014; SARTORI et al., 2013; LIMA et al., 2006).
Quanto aos mini-implantes ortodônticos, são diferentes dos implantes
dentários, pois são pequenos e possuem tamanhos e diâmetro menores, conforme
cada fabricante e são projetados para terem superfície lisa e aplicação de força
imediatamente após sua instalação. São confeccionados em liga de titânio grau V,
tendo estabilidade conferida pelo contato com o osso cortical, mas não
osseointegram completamente, desse modo, quanto mais espessa a cortical, melhor
será a estabilidade do mini-implante (SQUEFF et al., 2008; GIOKA et al., 2004). Em
52 Revisão de Literatura
estudo, Galli et al., 2012, verificou o uso de mini-implantes em titânio grau IV e V e
percebeu que apenas o grau V teve boa resistência mecânica. Também estudando
mini-implantes, Singh et al.(2012) investigou a distribuição de tensões e
deslocamento, sem osseointegração, em titânio grau V e IV, e notou que não havia
diferença significativa entre os valores.
O parafuso de cobertura do implante (cover do implante) e o parafuso das
próteses podem ser confeccionados em metais como ouro puro, liga de ouro ou liga
de titânio grau V. Deve ser biocompatível, pequeno, delgado e utilizado em torque
baixo. A adição de elementos como o alumínio e o vanádio, confere aumento da
força e maior resistência à fadiga (PASTOR et al., 2008; OLIVEIRA et al., 2009;
MATHIEU et al., 2012). Quanto ao uso de placas de titânio e seus parafuso, para
reconstrução da face, o titânio comercialmente puro e a liga Ti6Al4V são utilizados e
possuem excelente osseointegração, e segundo Pinto et al., 2015, em estudo, após
um período de 4 anos de osseointegração, esses dispositivo não necessitam ser
removidos somente devido a sua composição química e microestrutura.
A partir do momento em que há um biomaterial com excelentes propriedades
mecânica, físicas, biológicas e elétricas, existe a possibilidade de osseointegração e
desempenho de seu objetivo por longos períodos se bem proservado, através da
formação de tecido ósseo, com valores biomecânicos e a adesão entre as
superfícies do tecido ósseo recém-formado.
Com base no conhecimento de que a osseointegração, definida por
Brånemark, é um contato direto entre o osso vivo e uma superfície de implante
submetido a cargas funcionais sem interposição de tecido mole, em nível da
microscopia ótica, pode-se dizer que é um processo de interligação químico-
mecânica, pela fricção ao osso, formando uma estabilidade primária, sendo a
rugosidade de superfície e suas propriedades químicas agentes na fixação do
implante e na estabilidade do mesmo (PRASAD et al., 2015).
Porém, algumas intercorrências durante o processo de osseointegração
podem levar ao insucesso, como micromovimentos na interface osso-implante
durante o processo, devido à mínima estabilidade primária. Esses micromovimentos
se presentes em níveis considerados baixos ou nulos estimulam a remodelação
óssea, mas caso sejam micromovimentos excessivos, haverá a formação de tecido
fibroso na interface osso-implante (MIRANDA, 2013; ORSINI et al., 2012;
FERRARIS et al., 2011; BERKOVITZ et al., 2004).
Revisão de Literatura 53
Segundo Trindade et al., 2016, o processo de osseointegração representa
uma reação de corpo estranho ao biomaterial, é um processo imuno-modulado,
multifatorial e de cicatrização complexa, envolvendo células e mediadores. O
processo de osseointegração em si, ocorre através da capacidade de diferenciação
das células progenitoras mesenquimais, as quais migram para o local referente à
lesão e se inserem juntamente a superfície do implante, conduzindo a um contato
chamado de osteogênese. A osteogênese é então mediada por fatores de
crescimento, quimiocinas e citocinas pró-inflamatórias. Ocorrerá a proliferação e
diferenciação da linhagem osteogênica com o objetivo de sintetizar uma gama de
proteínas não colágenas (osteopontina - OPN, osteonectina -ON, osteocalcina -
OCN e osso sialoproteína - BSP), as quais irão promover a deposição da matriz
óssea mineralizada (BERKOVITZ et al., 2004). Há a combinação de conexões
estruturais diretas e funcionais entre o implante e o osso, com aparência histológica
semelhante a anquilose funcional sem a presença de tecido fibroso (TRINDADE et
al., 2016). A estabilidade primária é dada pelo encaixe com o osso cortical e
esponjoso, havendo o aumento desta estabilidade ao longo de quatro semanas de
osseointegração. Durante a fase de estabilização, pode ocorrer maior instabilidade
do implante, pois há à reabsorção do osso cortical após a sua inserção. A
estabilidade secundária é obtida, por processos biológicos, dependentes da
formação óssea periimplantar e do processo de remodelação óssea (WILMOWSKY
et al., 2013). O osso formado é composto por fibras colágenas de diversos diâmetros
e orientação irregular, com células maiores e numerosas, formado de modo rápido,
devido sua capacidade de remodelação conferindo às células ósseas (osteoblastos,
osteócitos e osteoclastos, e a matriz osteóide) (BERKOVITZ et al., 2004).
Para acelerar o processo de osseointegração e reduzir o tempo de espera,
pesquisas que alteram a superfície do titânio vêm sendo produzidas, sugerindo
modificações na topografia, energia de superfície e composição do titânio
(WILMOWSKY et al., 2013; FERRARIS et al, 2012; ORSINI et al., 2012; FERRARIS
et al., 2011;MENDONÇA et al., 2009; ELLINGSEN et al., 2006).
Além do titânio e a liga de titânio alumínio vanádio, outras ligas são
comumente usadas em pesquisas, incluindo elementos como Zr (zircônio - neutro ou
α estabilizador), Sn (estanho - neutro), Ta (tântalo), Mo (molibdênio), Ni (níquel), Nb
(nióbio- β estabilizador); ou seja, faz-se o uso de cerâmicas, polímeros e compósitos
associados em implantes dentários (SHAH et al., 2016; FARIA et al., 2014).
54 Revisão de Literatura
Segundo Stenlund et al., 2015, a liga Ti-Ta-Nb-Zr possui boas propriedades e sua
osseointegração se assemelha a vista em implantes feitos em TiCp. Outra liga de
metal Ti-Zr, com 13 a 15% de zircônio, segundo Altuna et al., 2016, foi realizada
para melhorar ainda mais a resistência mecânica e biocompatibilidade do material,
permite seu uso em implantes dentários estreitos.
Os implantes dentários de cerâmica são passivos de fratura mesmo em
baixos níveis de tensão, dobra e torção, isso se deve a sua força, que é menor do
que a do titânio. O dióxido de zircônio (ZrO2), zircônia, possui uma dureza menor e
propriedades mecânicas melhores que o óxido de alumínio. Possui cor branca
(imitando a cor dental), bioinertes, biocompatíveis, resistência à corrosão, flexão e
fratura, translucidez, radiopacidade semelhante ao titânio e pode ser visualizada
radiograficamente de modo fácil, a colonização bacteriana ao redor do implante é
menor do que a encontrada em implantes de titânio é osteocondutor e também há
interação favorável com o tecido mole (APRATIM et al., 2015). Misch, 2008, avalia
que a ZrO2 apresenta um contato com o tecido mole e com o osso semelhante ao
visto nos implantes de titânio. Pode ser usado para confeccionar todo um implante
ou apenas como um revestimento. Devem ter dimensões geométricas maiores, o
que limita sua indicação, e a sua textura superficial pode ser modificada (SEVILLA et
al., 2010). A zircônia tetragonal policristalina contendo ítrio (Y-TZP) é considerada
como uma alternativa ao titânio pelo seu potencial de osseointegração, melhor
biocompatibilidade, melhor resistência, bem como uma elevada resistência à flexão
(800 a 1000 MPa) se comparada com outra cerâmica e a resistência à flexão da
zircônia pode aumentar se haver modificação mecânica em sua superfície. Porém, a
maioria dos estudos em implantes de zircônia é de curto prazo, sendo necessários
novos estudos com ampla investigação (CHO et al., 2014; APRATIM et al., 2015).
O polímero poliéter-éter-cetona (PEEK), polímero termoplástico, tem sido
cada vez mais utilizado como biomaterial para implantes no campo médico. É um
biomaterial com excelentes propriedades, potencial para implantes ortopédicos e
implantes dentários, devido a sua alta resistência ao desgaste e excelente
resistência química, também é considerado como um substituto para os materiais de
implantes metálicos, devido ao módulo de elasticidade, o qual varia entre 3 a 4 GPa,
baixa densidade (1,32g/cm3) e insolubilidade (SCHWITALLA et al., 2016).
A odontologia está se utilizando de novas biotecnologias para aprimorar o uso
dos biomateriais a favor do paciente. Mas o uso de biomateriais diversos não se faz
Revisão de Literatura 55
presente só em implantes dentários, mas em substitutos ósseos em casos de
enxertos, com o uso de cerâmicas, polímeros e minerais naturais (ANANTH et al.,
2015; KAPOOR et al., 2010).
Os implantes dentários possuem diversos tipos e macrogeometrias, feitos em
matérias-primas distintas (metais, cerâmicas e polímeros) a fim de englobar diversas
situações clínicas. Modificações em sua morfologia e superfície já são utilizadas
para influenciar diretamente as respostas teciduais, alguns tipos de superfícies de
metal e não metais têm sido utilizados com ou sem revestimentos, com a finalidade
de aumentar o embricamento mecânico entre superfície do implante e tecido ósseo,
aperfeiçoando a estabilidade primária, dissipação de forças e resistência (ANANTH
et al., 2015; KAPOOR et al., 2010; MISCH, 2008).
2.3 TAMANHO REDUZIDO E DIÂMETRO ESTREITO DOS IMPLANTES
DENTÁRIOS
Implantes dentários e Design
Os implantes dentários são uma opção clínica para substituir os dentes de
modo fixo, sem o uso de próteses sobre dentes fixas ou removíveis. Com o passar
de algumas décadas, os implantes dentários se tornaram uma maneira eficiente de
terapêutica avançada em reabilitações orais de diversos pacientes com edentulismo
parcial ou total, devido suas diversas pesquisas em animais e humanos, além da
sua manufatura, ou seja, indústrias melhorando a geometria e biomateriais desses
implantes (GUILLAUME et al., 2016).
O implante dentário é um biomaterial aloplástico, confeccionado em um ou
mais materiais, para ser inserido no osso da região com o objetivo de osseointegrar
ao tecido circundante (BARFEIE et al., 2015; SHEMTOV-YONA e RITTEL, 2015). Os
implantes conferem vantagens como a manutenção óssea, aumento do sucesso da
prótese, propriocepção oral, melhora do desempenho mastigatório, melhora da
estabilidade e retenção das próteses, ou seja, melhora estética, fonética, parte
oclusal e psicossocial (MISCH, 2008). É indicado em casos de pacientes que
perdem de um ou até todos os elementos dentários, seja por doença periodontal ou
cárie, acidentes, agenesia dental, entre outras diversas causas. Porém, além de
56 Revisão de Literatura
questões sistêmicas do paciente, nem sempre as condições ósseas e suas
estruturas ao redor permitem que implantes dentários sejam utilizados e indicados
em todos os casos, já que se utilizados de maneira incorreta e em locais
desfavoráveis será conferido como desvantagem ao paciente.
Segundo Misch, 2008, a escolha do implante dentário deve ser realizada
anteriormente a cirurgia, de posse de exames complementares em que se possa
mensurar qual o tipo de implante, tamanho e diâmetro será utilizado em cada caso.
A escolha do implante dependerá do grau de edentulismo do paciente, se parcial ou
total, da quantidade de espaço disponível para a reconstrução protética, do volume
ósseo residual do rebordo, do perfil de emergência e do tipo de oclusão que o
paciente apresenta (OLATE et al.,2010; DEGIDI et al.,2008). Após a análise desses
pontos poderá ser planejado o tipo de implante, tamanho e diâmetro para cada
situação.
Durante o planejamento fatores relacionados à fase cirúrgica (preparo do leito
ósseo, fresas precisas), à qualidade e quantidade óssea do hospedeiro e ao
implante (tratamento de superfície, diâmetro, comprimento e design) devem ser
observados com atenção e cautela para cada tipo de indicação clínica, conferindo
previsibilidade (ROMEO et al., 2006).
Quanto ao implante dentário o biomaterial usado pode reduzir ou aumentar o
risco de afrouxamento do parafuso, perda óssea ao redor do corpo do implante,
perda óssea marginal, periimplantite, perda do implante, fratura do corpo e
comprometer a estética do tecido mole (MISCH, 2008). Após a escolha do seu
biomaterial, que na grande maioria das vezes é o titânio, um padrão do desenho do
produto deve ser realizado, como o tipo da interface protética (externa, interna ou
Cone Morse), modificações no desenho do corpo do implante (para aumentar a área
de superfície em contato com o osso, aposição óssea, estabilidade inicial e
distribuição de forças) assim como no passo, profundidade e forma de roscas e
micro irregularidades na superfície do implante com objetivo de dissipar e distribuir
as cargas biomecânicas para melhorar a prótese implanto suportada (THOMAS e
COOK, 1985; MISCH, 2008; GEHRKE et al., 2015). Verificar na figura 4 o desenho
de um implante com características distintas entre corpo, interface protética e ápice.
Revisão de Literatura 57
Fonte: Catálogo Neodent, 2016
Figura 4– Desenho do implante com diferentes características, dividido em interface protética, corpo do implante e ápice
Segundo Ahn et al. (2010), Misch (2008), e Shemtov-Yona e Rittel (2015) não
há um desenho ideal para a rosca do implante. O design do projeto do corpo é
realizado como qualquer outro projeto de design estrutural, mas com objetivo de
elevar ao máximo a estabilidade e transferência de cargas para o osso,
aperfeiçoando o prognóstico do implante. Características de design adicionais, tais
como profundidade de rosca, passo de rosca, a geometria da linha, ângulo e forma
de rosca, maximizam o contato inicial, a área de superfície e facilita a dissipação de
cargas na interface osso-implante (Figura 5). O passo de rosca é a distância média
entre roscas que formam o corpo do implante, quanto menor for à distância, mais
roscas haverá no corpo do implante. Por exemplo, quanto aos implantes curtos seu
comprimento reduzido pode ser equilibrado pela incorporação de roscas,
aumentando a área de contato osso-implante. A forma da rosca será importante na
distribuição de cargas e para o estágio inicial da cicatrização através do contato
direto com a interface do osso; elas podem ser quadradas, em formato de V,
trapezoidal ou trapezoidal reversa; suas indicações dependem da qualidade óssea e
de carga que irão suportar (Figura 6). Quanto à profundidade de rosca, distância
entre o maior e menor diâmetro da rosca, determina a área de superfície, pois
quanto maior a profundidade maior será a área. Os fabricantes usam esses
parâmetros com medidas diferentes.
A plataforma de um implante, na interface protética, tem importância na hora
cirúrgica, em que se deve respeitar o espaço biológico, perfil de carga e
planejamento protético. Já a região apical, na maioria das vezes é cônica e permite
o assentamento do implante dentro da loja óssea perfurada, antes mesmo que o
corpo do implante encaixe na crista óssea (MISCH, 2008).
58 Revisão de Literatura
Fonte: MISCH, 2008
Figura 5 – Desenho do implante contendo ângulo, passo, forma e profundidade da rosca e chanfrado
Fonte: MISCH, 2008
Figura 6 – Design de roscas; a) Tipos de rosca; b) Tipos de passo de rosca
Implantes estreitos
Os implantes vêm aumentando e diminuindo em largura, havendo novos
diâmetros de implantes no mercado, com o intuito de reabilitar o maior número de
pacientes em situações distintas. Segundo Zweers et al., 2013; Degide et al., 2008,
hoje em dia, há disponível no mercado implantes de diferentes diâmetros, que
podem ser classificados da seguinte forma: os chamados mini-implantes, para
movimentação ortodôntica, com menos de 2,5mm; implantes de diâmetro estreito
variando entre 2,5 a 3,5mm; implantes regulares ou padrão que são de 3,5 a 4,5mm;
e implantes de diâmetro largo maiores que 4,5mm (Figura 7). Havendo critérios para
a escolha do diâmetro do implante, quanto à estética e a função.
Revisão de Literatura 59
Figura 7 – Classificação quanto ao diâmetro dos implantes dentários
Os implantes de diâmetro estreito possuem sua plataforma reduzida entre
2,5mm até 3,5mm. Indicado para situações clínicas de substituição de dentes com
um pequeno diâmetro cervical, diminuição interradicular óssea ou uma crista
alveolar menos espessa, em áreas onde as dimensões do rebordo alveolar são
limitadas, como na maxila, principalmente quando há falta congênita de um
elemento dentário e em casos de falta de espaço suficiente para implantes
convencionais (como nos incisivos mandibulares e pré-molar superior)
(DAVARPANAH et al.,2000).
A fim de diminuir a necessidade de cirurgias de acréscimos ósseos invasivos,
aumentando a aceitação do paciente em intervenções de implantes, os implantes
estreitos foram introduzidos na implantodontia. Com vantagens de realizar
procedimentos cirúrgicos menos invasivos, principalmente quando houver alguma
deficiência óssea na área a se reabilitar e a capacidade de colocar implantes
estreitos em espaços interradiculares reduzidos (SOHRABI et al.,2012; AL-NAWAS
et al.,2012; DAVARPANAH et al.,2000).
Estudos de Comfort et al.,2005; Franco et al.,2009; e, Yaltirik et al.,2011,
relatam que se houver a redução do diâmetro do implante, um aumento do risco de
fratura pode acontecer, pois há resistência estrutural menor em reação ao implante
regular, diminuição da estabilidade mecânica e aumento do risco de sobrecarga
sobre ele. A resistência à fratura é reduzida em cerca de 25% quando o diâmetro é
reduzido de 3.75 para 3.3mm, podendo transmitir ao osso o estresse não retido em
sua estrutura, já que a densidade do osso pode ser influenciada pela diferença na
dissipação de força. Ou seja, quando houver implantes estreitos, a prótese deve ser
ajustada de modo passivo para reduzir o estresse na área. Quando em implante de
maior diâmetro, a melhor distribuição das forças, reduz o impacto ósseo (JACKSON,
2011). Deste modo, Allum et al.,2008, defende que deve haver prudência ao
60 Revisão de Literatura
considerar a utilização de implante estreitos menor ou igual a 3mm de diâmetro, pois
eles demonstram um grande impacto na capacidade de suportar carga.
Sierra-Sanchez et al., 2014, em artigo de revisão, analisou 21 artigos com
total de 2980 implantes estreitos instalados em 1607 pacientes, resultando em um
tratamento previsível com implantes de diâmetro estreito. Afirma que a taxa de
sobrevivência de implantes estreitos (3,0 a 3,5mm) é comparável com a de
implantes de plataforma regular. Implantes estreitos foram instalados em maxila e
mandíbula tanto em área anterior como posterior, obtendo bons resultados,
independente da técnica cirúrgica usada. Resultados favoráveis aos implantes
estreitos também foram encontrados em diferentes tipos de próteses, mesmo
aquelas que aumentavam as exigências biomecânicas dos implantes. Apesar da
associação entre o uso de implantes de diâmetro estreito com o alto risco de fratura
do implante, nenhuma relação foi observada na revisão deste autor, pois apenas
duas fraturas foram registadas.
Em estudo retrospectivo Zweers et al., 2013, comparou medidas clínicas,
radiográficas e a satisfação do paciente de implantes estreitos e plataforma regular
em pacientes desdentados para suportar uma overdenture, ao longo de 7 anos, com
total de 119 pacientes. Os pacientes receberam dois implantes estreitos de 3,3mm
ou 4,1mm de diâmetro, na mandíbula para apoiar uma prótese total. Nenhum dos
238 implantes foi perdido durante o período de acompanhamento de 3 anos. A perda
óssea marginal foi estatisticamente maior em implantes estreitos quando comparado
com os implantes de plataforma regular, sendo a parte distal de ambos os implantes
a de maior perda.
Degidi et al.,2008, em estudo retrospectivo, avaliou 510 implantes estreitos
entre 3 a 3,5mm, durante 20 meses e observou apenas três falhas. Sua taxa de
sucesso foi de 99,4% e foi avaliada através da reduzida perda óssea marginal ou a
ausência de perda óssea, a fim de avaliar o hospedeiro, cirurgia, implante e fatores
oclusais relacionados. Em geral, o comprimento da superfície e o diâmetro são
considerados relevantes nos fatores relacionados aos implantes.
Em estudo de revisão, Sohrabi et al.(2012), analisou 44 artigos (entre 1993 a
2011) os quais utilizaram implantes estreitos, com diâmetros de 2,8mm a 3,5mm e
comprimentos de 8mm a 18mm, sendo o total de 10.093 implantes em 2762
pacientes, com acompanhamento de 5 meses a mais de 9 anos. Foi visto que a taxa
de sobrevivência foi superior a 90%, sendo que em 22 artigos a taxa de
Revisão de Literatura 61
sobrevivência variou de 95% a 99,9%. Em outros estudos a taxa de sobrevivência foi
de 100%. Ademais se associados a implantes curtos, pode haver uma redução da
taxa de sucesso. Deste modo, pode-se dizer que as taxas de sobrevivência para
implantes estreitos parecem ser similares às taxas de implantes de diâmetro regular.
Hirata et al., 2014, em estudo avaliou a probabilidade de sobrevivência de 4
sistemas de implantes com diâmetro estreito, submetidos a carga de fadiga (100.000
ciclos a 150 e 200 N), utilizando 72 implantes estreitos com coroas unitárias,
divididos em quatro grupos conforme a marca do implante. Os implantes de marca
Astra Tech com 3,5 mm de diâmetro, BioHorizon com 3,4 mm de diâmetro, Intra-
Lock com 3,4 mm de diâmetro, e Intra-Lock com 3,4 mm de diâmetro, com uma
conexão quadrada modificada, sendo as três primeiras com conexões padrão. Os
pilares correspondentes foram aparafusados aos implantes e as coroas de metal
cimentadas (incisivo central superior) e submetidas ao teste de fadiga. A
probabilidade de sobrevivência calculada, em microscopia eletrônica de varredura,
para 100.000 ciclos a 150N e 200N foi, respectivamente, de 93% e de <0,1% para
Astra Tech; 98% e 77% para BioHorizon; 94% e 34% para Intra-Lock; e, 99% e
93% no grupo do Intra-lock modificada. Sendo a fratura do parafuso do pilar a
principal falha para todas as marcas. Embora a probabilidade de sobrevivência não
fosse significativamente diferente entre os sistemas com uma carga de 150N, uma
diminuição significativa foi observada a 200N.
Segundo Hirata et al., 2015, um dos problemas mecânicos mais comumente
relatados para implantes unitários é a instabilidade do parafuso, resultando em
afrouxamento e/ou fratura do parafuso do pilar, seguido de afrouxamento ou fratura
do pilar com poucos relatos de fratura do implante. Com variações de desenho do
implante e diâmetros, as taxas de complicações devem ser bem compreendidas,
principalmente em casos em que o implante estreito está sob carga, já que as
tensões são criadas e distribuídas a uma estrutura significativamente menor em
comparação com um implante de diâmetro padrão. Em estudo feito em 2015, este
mesmo autor, avaliou a probabilidade de sobrevivência ou fracasso de cinco
sistemas de implantes estreitos, sendo que cada sistema com um desenho diferente
de conexão implante-pilar, juntamente com coroas (incisivo central superior)
cimentadas quando submetidos a teste de fadiga (100.000 ciclos e 130N e180N).
Implantes Astra, BioHorizons, Straumann Roxolid, Intra-Lock e Intra-Lock (de peça
única). A microscopia eletrônica de varredura foi utilizada. Como resultados de
62 Revisão de Literatura
confiabilidade para 100.000 ciclos a 130N foi 99% para Astra, 99% para BioHorizon,
96% no Straumann Roxolid, 99% para Intra-Lock e 100% Intra-Lock única peça. A
180N foi de 34% para Astra, 91% para BioHorizon, 53% Straumann Roxolid, 70%
para Intra-Lock e 99% para Intra-Lock uma peça. Foi visto que a fratura do
parafuso do pilar foi a principal falha para todas as marcas. Ou seja, a confiabilidade
não foi diferente entre os sistemas de implantes para 100.000 ciclos na carga de
130N, mas houve uma diminuição significativa quanto a carga de 180 N para Astra,
Straumann Roxolid e Intra-Lock; enquanto que para a BioHorizon e Intra-Lock peça
única, houve manutenção do resultado.
O diâmetro do implante tem uma influência direta sobre a probabilidade de
fratura do implante devido baixa resistência à fadiga, especialmente quando
colocado na região posterior. Shemtov-Yona et al., 2014(a), avaliou o efeito do
diâmetro dos implantes sobre a função mecânica e desempenho durante fadiga dos
implantes dentários. Três grupos de implantes com diferentes diâmetros (3,3mm,
3,75mm e 5mm) e 13mm de comprimento, foram testados sob carga de compressão
estática e cíclica. Dessa forma, obteve-se como resultados, através da curva entre
carga e número de ciclos, em que os implantes de 5mm de diâmetro apresentaram
comportamento clássico de fadiga com uma região de vida finito a partir de 620N. O
mesmo foi observado para os implantes 3,75mm com uma região de vida finito
abaixo 620N. Entretanto, os implantes de 3,3mm de diâmetro não conseguiram
mostrar um comportamento previsível à fadiga e um limite de fadiga não poderia ser
definido. Dessa forma, este autor enfatiza a importância do diâmetro do implante no
comportamento da fadiga, sendo assim implantes estreitos não conseguiram
demonstrar um comportamento típico de fadiga que pode ser atribuído ao desenho
do implante.
Já Shemtov-Yona et al., 2014 (b), em outro estudo, o objetivo foi de avaliar o
padrão da fratura de implantes in vitro a fim de avaliar a relação entre o modo de
fratura obtido e o comportamento de fadiga dos implantes. Implantes dentários
cônicos, de 13mm de comprimento confeccionados em Ti6Al4V foram conectados a
um pilar padrão linear de 8mm utilizando 7 mm de comprimento de parafuso. Três
diâmetros foram testados, 3,3, 3,75 e 5mm. Oitenta implantes dentários fraturados
foram analisados depois de serem testados para o desempenho de fadiga. A análise
da falha macroscópica foi realizada, que avaliou e localizou os modos de fratura
obtidos, seguido por uma análise de falhas microscópicas por microscopia eletrônica
Revisão de Literatura 63
de varredura. Assim, 4 locais de fratura distintivos foram identificados e a análise de
macro fratura foi realizada, mostrando que todos os implantes de 5mm que
fraturaram no conjunto união pilar e parafuso. Quanto aos implantes de 3,75mm,
44,4% foram fraturados no pescoço do implante e 55,5% na segunda rosca do
implante; sendo 52% dos implantes fraturados com 3,3mm de diâmetro tinham
fratura na segunda rosca do implante, e 48%na terceira rosca. Deste modo, o autor
conclui que o desenho do implante adequado é fundamental para garantir o
desempenho à fadiga de longo prazo para implantes dentários, e que a combinação
entre roscas afiadas e a sessão transversal estreita de metal é prejudicial para a
resistência à fadiga.
Os implantes estreitos possuem alta taxa de sucesso e de sobrevivência
(DEGIDI et al.,2008), a médio prazo são comparáveis ao prognóstico de implantes
padrão (ROMEO et al., 2006).
Al-Nawas et al.(2012) alerta sobre o material em que são confeccionados os
implantes estreitos, já que a estabilidade mecânica será mais exigida a fim de evitar
sobrecarga e possível fratura. Muller et al., 2015, relata que novas ligas vêm sendo
desenvolvidas com melhores propriedades mecânicas, as quais permitem que os
implantes de diâmetro reduzido sejam melhor inseridos em situações clínicas. O
titânio é considerado o padrão ouro para implantes dentários devido à sua
resistência à corrosão e biocompatibilidade, mas as ligas de titânio que contém
zircônia mostram uma melhor resistência à tração e fadiga do que o titânio puro.
Segundo Benic et al., 2013, a liga TiZr é feita de 83-87% de Ti e 13-17% de Zr, foi
recentemente introduzido para a fabricação de implantes com diâmetro estreito,
obtendo semelhante desempenho em relação a osseointegração se comparado com
o Ti.
Muller et al., 2015, em estudo randomizado, teve como objetivo comparar a
taxa de sobrevivência e sucesso em 5 anos, de implantes dentários de 3,3mm de
diâmetro confeccionados de liga de titânio-zircônio liga (TiZr) ou de Ti Grau IV em
overdentures mandibulares. Pacientes com mandíbulas desdentadas receberam 2
implantes Straumann Bone Level de 3,3 mm de diâmetro, SLActive®, sendo um de
TiZr (teste) e um de Ti Grau IV (controle), na região interforaminal. Este estudo
acompanhou por 36 meses os pacientes e avaliou a placa bacteriana e os índices de
sangramento de sulco, o nível da crista óssea radiográfica, bem como a
sobrevivência do implante e da taxa de sucesso 60 meses após a colocação do
64 Revisão de Literatura
implante. Desse modo, 91 pacientes que inicialmente receberam implantes, 75
completaram 36 meses de acompanhamento sendo que apenas 49 estavam
disponíveis para o exame após os 60 meses. Dois pacientes foram excluídos,
sobrando apenas 47 pacientes com uma idade média de 72 anos. Nenhum implante
foi perdido, a taxa de sobrevivência do implante foi de 98,9% para o grupo TiZr e
97,8% para o grupo Ti Grau IV. As alterações do nível da crista óssea em 60 meses
não foram diferentes no grupo teste e controle, a taxa de sucesso do implante
acumulado após 60 meses foi de 95,8 e 92,6% para TiZr e Grau IV,
respectivamente. Assim, conclui-se que após 60 meses, os resultados positivos dos
resultados de 36 meses para implantes TiZr e Ti grau IV foram confirmados, sem
diferenças significativas com relação a mudança do nível da crista óssea,
parâmetros clínicos e as taxas de sobrevivência ou sucesso. Podendo dizer que os
implantes TiZr possuem semelhança com implantes de diâmetro reduzido
convencionais Ti Grau IV 3,3mm para overdentures removíveis inferiores.
Benic et al., 2013, testou, o TiZr em implantes de diâmetro reduzido (3,3mm)
em relação ao Ti com 4,1mm de largura, o nível ósseo marginal e parâmetros
clínicos. Foram distribuídos aleatoriamente em voluntários, de duas clínicas, esses
dois tipos de implantes, num total de 40 pacientes, em região anterior ou pré-
molares. Depois, as coroas definitivas foram inseridas 6 meses após a colocação do
implante. Foram realizados exames para verificar a taxa de sobrevivência do
implante, assim como para verificar o nível ósseo marginal, evidências clínicos e
adversos após esse período. Assim, após 1 ano, 38 dos 40 pacientes incluídos
foram examinados (18 implantes de Ti e 20 implantes de TiZr). Todos os implantes
estavam no local e estável e não houve diferença significativa entre os grupos em
relação à crista óssea marginal. Com isso, o autor concluiu que o uso de implantes
TiZr com diâmetro estreito para o apoio de coroas individuais nas regiões anteriores
e pré-molares ocorre boa interação e desempenho clínico durante um período de 1
ano. Em estudo semelhante, Ioannidis et al., 2015, também testou paramêtros
clínicos e o nível do osso marginal em implante de 3,3mm de diâmetro de TiZr em
relação aos de 4,1mm de Ti, porém por um período de 3 anos, em que 40 pacientes
com coroas unitárias instaladas em implantes de Ti ou TiZr aleatoriamente, após 6
meses da cirurgia, na região anterior ou pré-molares. Assim, 32 dos 40 pacientes
incluídos foram examinados (15 de Ti e 17 de implantes Ti-Zr). Não havia falhas de
implantes. Não houve diferenças significativas entre os grupos no que diz respeito
Revisão de Literatura 65
ao nível ósseo, a alteração dos níveis de mucosa e a ocorrência de complicações.
Ou seja, nessas condições os implantes de TiZr não diferenciaram dos implantes de
Ti em relação ao desempenho clínico durante um período de 3 anos.
Tolentino et al., 2016, analisou a perda óssea marginal óssea e parâmetros
clínicos em torno de implantes estreitos de 3,3mm de TiZr em comparação com o
TiCp de mesmo diâmetro, instalados aleatoriamente em 10 pacientes, na região
molar da mandíbula, que recebiam uma coroa metalocerâmicas sobre implante após
8 semanas de osseointegração. Após o total de 12 meses de função, as taxas de
sobrevivência do implante e de sucesso foram de 100%, sem diferenças
significativas nos parâmetros clínicos estudados. Ou seja, TiZr e TiCp apresentaram
resultados semelhantes após 1 ano em função na região de molar da mandíbula. Os
resultados sugerem que TiZr e TiCp podem ser igualmente utilizados para coroas
individuais na região posterior da boca. No entanto, mais estudos com maior tempo
de controle são necessários para confirmar estes resultados.
Nesses estudos, uma alta taxa de sucesso de implantes de diâmetro reduzido
de 3,3mm em TiZr foi observada, porém após um curto período de observação,
contudo, há uma comparação de evidências insuficiente.
Implantes Curtos:
A fim de obter sucesso previsível em situações que envolvam fatores de força
do paciente sobre o implante ou densidade óssea, seu comprimento mínimo deve
ser escolhido, dependendo da largura e desenho. Se o osso for mole, maior deve
ser o comprimento e diâmetro do implante sugerido (MISCH, 2008). Este mesmo
autor, relata que os implante com maior índice de sobrevida são aqueles que
possuem pelo menos 12mm de comprimento, implantes mais curtos não devem ser
a primeira opção de tratamento devido ao maior risco de perda.
Segundo Sun et al., 2011, existem duas maneiras de verificar o comprimento
de um implante. A primeira consiste em mensurar seu tamanho pelo tamanho total
da plataforma até o ápice do implante; a segunda entre o colo do implante e o ápice
em contato intraósseo, porém esta distância nem sempre representa o comprimento
real do implante.
A classificação quanto ao tamanho dos implantes dentários é bem discutida,
visto que alguns autores discordam entre si, ou seja, Misch et al. (2006), Morand et
66 Revisão de Literatura
al. (2007) e Galvão et al. (2011) dizem que os implantes curtos são aqueles com
comprimento inferior a 10mm; já Gentile et al.(2005) e Ten Bruggenkate et al.(1998)
relatam que são curtos aqueles de tamanho menor ou igual a 10mm, porém
Renouard e Nisand, 2006, e Lemos et al., 2016 consideram curtos os menores que
8mm. E também os que consideram os de tamanho menor ou igual a 6mm (Rossi et
al., 2016). Neste trabalho, então, com base nas referências da literatura, aplicará
como classificação Misch et al. (2006), Morand et al. (2007) e Galvão et al. (2011)
em que implantes curtos são aqueles com comprimento inferior a 10mm, mantendo
a classificação realizada em estudo de Miranda (2013) (Figura 8).
Figura 8 – Classificação quanto ao tamanho dos implantes dentários curtos e de tamanho regular
A altura do osso disponível é usada para determinar o comprimento do futuro
implante, assim como a mensuração do espaço mésio-distal para o diâmetro do
implante. A altura do osso remanescente é medida da crista do rebordo desdentado
até o limite oposto, levando-se em consideração as partes anatômicas da
maxila/mandíbula. A região posterior da maxila geralmente tem altura menor de
osso, devido à expansão que ocorre do seio maxilar em direção à região do dente
perdido. Na mandíbula, a borda inferior do corpo da mandíbula juntamente com o
nervo alveolar inferior.
O implante dentário possui tipos de conexão protética, e dependendo dela,
um protocolo de instalação distinto. No caso de implante hexágono externo, deve ser
instalado em nível ósseo, podendo haver reabsorção óssea ao redor do implante no
nível da interface implante/prótese, e então reduzindo em torno de 2mm o contato
entre osso e implante, desse modo o implante curto ficaria com menor contato osso-
implante, o que não é visto em implantes de conexão Cone Morse, de instalação
infra óssea (FUGAZZOTTO et al.,2004).
Os implantes curtos são aqueles que medem menos de 10mm (normalmente
de 5 a 9mm), os implantes dentários de comprimento normal ou regular variam entre
Revisão de Literatura 67
10 a 14mm, são aplicados em pacientes sem nenhuma restrição de tamanho no
planejamento cirúrgico. Já os implantes ditos longos variam de 15mm a 18mm,
possuem indicação específica. Quanto aos implantes curtos, são indicados para
casos em que há a possibilidade de evitar técnicas cirúrgicas invasivas, havendo
previsibilidade do caso, também há protocolo cirúrgico diferente na fresagem,
instalação e torque. O implante curto necessitará de uma boa biomecânica com
distribuição de carga oclusal, pois não deverá haver reabsorção óssea no osso
circundante (CHOU et al., 2010).
Os implantes curtos são indicados para as áreas de reabsorção óssea severa
em que há diminuição da altura óssea e em regiões posteriores do rebordo da
maxila e mandíbula, em que estruturas como assoalho do seio maxilar e canal
mandibular estão presentes e devem ser preservadas (SHI et al., 2015). Possui
melhor prognóstico em mandíbula, mas podem ser instalados em pacientes
desdentados parciais em ambos os rebordos. Esses implantes são uma opção para
o tratamento protético de rebordos alveolares atróficos, obtendo a vantagem de um
tempo de recuperação cirúrgica menor, devido à redução do número de
procedimentos, tempo de tratamento e o custo final (ROSSI et al., 2016; SHI et al.,
2015; ANNIBALI et al., 2012; TELLEMAN et al., 2011; ROMEU et al., 2010;
RENOUARD e NISAND 2006).
Como principal vantagem os implantes curtos reduzem o número de cirurgias,
tendo mínimo trauma cirúrgico, simplicidade na cirurgia, menor custo e tempo de
recuperação e menor risco de complicações (parestesia ou perfuração de seio
maxilar). As desvantagens ficam a cargo da área, pois a superfície de contato fica
reduzida, já que a área será menor, e a proporção coroa/implante aumentada,
podendo haver até a proporção de 1:1 (Romeu et al., 2010; MISCH et al., 2005).
Para compensar o curto comprimento desses implantes, mais roscas são
incorporadas ao seu corpo, aumentando a área de contato com o osso, a
incorporação de um tratamento de superfície irá aumentar o percentual de contato
osso-implante. Srinivasan et al.(2014) em estudo relatou que implantes curtos de
6mm com textura de superfície rugosa, durante 8 anos, tiveram uma taxa de
sobrevivência de 98,6% e 94,7% em mandíbula e maxila respectivamente.
O princípio da biomecânica dos implantes curtos está inserido na maior
concentração de tensão na porção coronária implante-osso. Pois a parte da crista é
a mais envolvida em suporte de carga, sendo que para a porção apical pouca tensão
68 Revisão de Literatura
é transferida. Após a instalação, o embricamento mecânico entre implante e osso
confere bom prognóstico devido a uma boa estabilidade, resistência e dissipação de
forças.
Quanto à biomecânica da prótese que virá sobre o implante curto, o
comprimento da futura coroa funcionará como um cantilever, porém um cantilever
vertical, em que quanto maior o comprimento, maior será o torque da prótese. Isto é,
há um comportamento semelhante ao da prótese sobre implante padrão diante de
forças axiais, porém em forças não axiais, a concentração será maior devido à altura
da coroa.
As tensões e deformações em implantes tendem a se concentrar nas
primeiras roscas dos implantes, sendo que o comprimento do implante independe da
magnitude e da distribuição das tensões constantes. As tensões resultantes de
cargas axiais deverão ser distribuídas uniformemente na prótese, implante, e osso.
Enquanto que uma força aplicada na prótese fora do eixo axial do implante tende a
fazer com que o conjunto gire em relação ao centro de rotação, produzindo forças
tendenciosas a gerar gradientes de concentração de tensões em outras regiões. Um
cuidado maior deve haver no caso de associar implantes curtos com fatores de
risco, como por exemplo, pacientes com bruxismo, proporção coroa/implante
desfavorável e osso de pobre qualidade, visto que pode vir a comprometer a
longevidade do caso. São fatores de risco para o uso de implantes curtos: a
densidade do osso da maxila, a localização em região posterior e a altura da coroa
protética aumentada. Para reduzir as forças deletérias na fase da prótese, deve
haver eliminação de forças laterais, ausência de cantileveres, controlar o hábito
parafuncional e o aumento da área de distribuição de carga através da união rígida
entre os implantes, Durante a cirurgia, deve ser realizada ancoragem, compressão
apical e estabilidade primária (ANNIBALI et al., 2012; FUGAZZOTO et al. 2004).
Quanto a prótese, em estudo Annibali et al., 2012, relatou em avaliação
clínica das próteses, que precauções devem ser realizadas; ou seja, unir implantes
curtos e normais para eliminar contatos laterais de movimentos excursivos
mandibulares, evitar cantilevers, utilizar um número maior de implantes curtos (se o
caso permitir) e esplintar implantes múltiplos; em implantes unitários, as cargas
oclusais devem ser respeitadas e as cargas oblíquas eliminadas.
Alguns fatores de risco devem ser observados quando se pretende utilizar
implantes curtos em um tratamento. Cargas oclusais na região posterior são mais
Revisão de Literatura 69
intensas e nessa região o osso possui densidade menos favorável, havendo a
necessidade de implantes curtos. Essas forças devem ser distribuídas ao longo eixo
axial do implante, verificando as guias de desoclusão e eliminando os hábitos
parafuncionais. Além disso, recursos auxiliares para diminuição de carga são vistos
em implantes curtos, como superfície de tratamento, desenho do implante,
esplintagem deles, ausência de cantilever e a oclusão em guia canino ou oclusão
mutuamente protegida. Além das cargas oclusais, a desfavorável densidade óssea
nas regiões de pré-molares e molares, requer uma melhor distribuição de tensões na
área.
Pacientes com bruxismo e fumantes também são fatores de risco e deve
haver cautela ao indicar implantes curtos a esses pacientes, pois nesses casos há
maiores taxas de insucesso.
Estudos recentes indicam que o uso de implantes dentários curtos possui
similar taxa de sucesso quando comparado a implantes convencionais e vem sendo
muito utilizado em regiões posteriores (SHI et al., 2015; SUN et al., 2011). Rossi et
al., 2016, em estudo clinico e radiográfico prospectivo, de 5 anos, verificou implantes
dentários de 6 e 10mm de comprimentos e 4,1mm de diâmetro, com superfície SLA,
com 7 semanas de osseointegração para instalação de coroas individuais em região
posterior. A taxa de sobrevivência e perda óssea marginal foram avaliados
anualmente. Após 5 anos de follow-up, uma taxa de sobrevivência de 86,7% e
96,7% foi observada para dos de 6mm e 10mm, respectivamente. Ou seja, um maior
grau de perda do implante foi registrado nos implantes curtos, provavelmente devido
à fratura do osso circundante.
Romeu et al.,2006, avaliou a eficácia clínica de implante de 8 e 10 mm de
comprimentos, com 3,75; 4,1 e 4,8 mm de diâmetros, na arcada superior e inferior,
em regiões anterior e posterior em pacientes parcialmente e completamente
desdentados. Por um período de 14 anos, 129 pacientes (68 mulheres e 61 homens)
foram consecutivamente tratados com uma prótese sobre implantes múltiplas e/ou
unitárias, parafusadas e cimentadas, apoiado por 265 implantes de tamanhos
diferentes, sendo 154 de 10 mm e 111 curtos de 8mm. Esses implantes possuíam
tratamento de superfície plasma-pulverizado ou jateado com ataque ácido. As taxas
de sobrevivência para todos os implantes curtos e regulares foram de 97,9% e
97,1%, respectivamente. Sendo que a taxa de sobrevivência para implantes
tratamento plasma-pulverizado foi de 92,3% para implantes curtos e 95,9% para o
70 Revisão de Literatura
implantes regulares. Já o tratamento com ataque ácido e jateado para implantes
curtos foi de 100% e 98,5% implantes regulares.
Annibali et al., 2012 em revisão sistemática, analisou estudos clínicos de
implantes curtos (menor que 10 mm) para avaliar o suporte dado as próteses em
áreas de osso atrófico, tanto em regiões posteriores da maxila e mandíbula quanto
em áreas de dentes anteriores, inclusive em área entre forames. Com um total de
6193 implantes curtos, instalados em 3848 pacientes, o período de observação foi
de 1,7 a 3,2 anos. A taxa de sobrevivência resultou em 99,1%, a taxa de sucesso
biológico foi de 98,8% e a taxa de sucesso biomecânico 99,9%. Implantes com
tratamento de superfície rugosa obtiveram taxa de sobrevivência maior. Desse
modo, próteses com implantes curtos em rebordos alveolares atróficos parecem ter
sucesso em curto prazo.
Chang Lai et al.(2012) em estudo retrospectivo avaliou implantes curtos do
tipo Cone Morse em coroas unitárias nas regiões posteriores, com exames clínicos e
radiográficos em 231 implantes curtos (8 mm) usados como pilares para coroas
coroas unitárias em 168 pacientes. Após 5-10 anos de acompanhamento, verificou
que em 10 anos a taxa de sobrevivência foi de 98,3% a 97,3% e em 5 anos de
98,7% a 98,2% para implantes curtos e suas próteses. Ou seja, obtiveram-se altas
taxas de sobrevivência para os implantes e próteses sem perda óssea marginal
grave e complicações.
Telleman et al., 2011, em revisão sistemática sobre implantes curtos, entre 5
a 9,5mm, mostrou um aumento significativo entre a taxa de falha e o comprimento
do implante, sendo que o implante de maior comprimento obteve a melhor taxa de
sobrevivência. Entretanto, Kotsovilis et al.(2009) obteve resultado distinto, em que
não houve diferença estatisticamente significante entre implantes curtos (8 ou menor
que 10mm) e regulares. Dessa forma, conclui-se que há evidências científicas em
que os implantes curtos podem ter sucesso em pacientes parcialmente
desdentados.
Maló et al., 2015, avaliou o uso de implantes curtos em carga imediata em
reabilitações totais maxilares, usando All-on-4, foram relatados complicações como
remodelação óssea, periimplantite, complicações mecânicas da prótese, perda de
implantes no primeiro ano e após 3 anos. Todas as complicações foram tratadas
com êxito, e conclui-se que o resultado a curto prazo se em área de qualidade
óssea, são viáveis, mas a longo prazo, mais estudos clínicos são necessários.
Revisão de Literatura 71
Lai et al., 2015, com o objetivo de avaliar os resultados clínicos e
radiográficos a longo prazo de implantes curtos em coroas individuais nas regiões
posteriores, analisou parâmetros clínicos e radiográficos de 231 implantes curtos
(8mm) e suas coroas, em 168 pacientes durante 5-10 anos. A taxa de sobrevivência
cumulativa de 10 anos foi de 98,3% e de 5 anos de 98,7%. Os implantes curtos
colocados em osso tipo IV tiverem maiores falhas do que os instalados em osso I-III.
A taxa de sobrevivência de 10 anos das próteses foi de 95,2%. Portanto, altas taxas
de sobrevivência para ambos os implantes e próteses poderia ser alcançado após 5-
10 anos para implantes curtos e próteses, sem perda óssea marginal severa e
complicações. Pode-se concluir que uma única coroa suportada por um curto
implante é uma modalidade de tratamento previsível. Mas cautela deve ser usada
quando em casos de implantes curtos em regiões de osso tipo IV.
Maló et al., 2007, relata em artigo que os implantes curtos podem ser
utilizados em mandíbulas atrofiadas, mantendo a taxa de sobrevivência semelhante
ao dos implantes regulares. Em estudo clínico retrospectivo, com 237 pacientes e
408 implantes curtos (Brånemark), com 151 próteses fixas. Cento e trinta e um
implantes de 7 mm de comprimento e 277 de 8,5mm de tamanho. Dos implantes de
7 mm, em um ano obteve 96% de taxa de sobrevivência contra 84% após 2 anos,
seguido de 67% após 5 anos, sendo que 5 implantes falharam em quatro pacientes
antes mesmo de completar 6 meses. Havendo uma taxa de sobrevivência
cumulativa de 96,2% após 5 anos. Quanto a reabsorção óssea média foi de 1mm
após o primeiro ano e 1,8mm após cinco anos. Quanto aos implantes de 8,5mm,
sabe-se que a taxa de sobrevivência no primeiro ano foi de 97%, seguido de 79%
para 2 anos e 51% ao longo de 5 anos. Das falhas, 8 implantes falharam em 7
pacientes antes dos 6 meses, tendo uma taxa cumulativa de 97,1% em 5 anos. Sua
reabsorção óssea média foi de 1,3mm após o primeiro ano e 2,2mm após 5 anos de
função.
Gonçalves et al., 2015, avaliou em revisão sistemática, o desempenho de
implantes curtos de modo clínico em longo prazo através de artigos publicados ao
longo de 14 anos, em 13 artigos. Foram verificados diversos parâmetros como perda
óssea marginal, taxa cumulativa de sobrevivência do implante, taxa de falha dos
implantes e complicações biológicas (sangramento a sondagem e profundidade de
sondagem). Apenas a taxa cumulativa de sobrevivência dos implantes permitiu a
meta-analise em que houve efeito positivo demonstrando que os implantes curtos
72 Revisão de Literatura
parecem ser uma opção para tratamento bem sucedido. A taxa de sobrevivência
cumulativa de implantes curtos derivados dos dados de cada estudo variou de 84%
em 5 anos para 100% a 2 a 10 anos, sendo a taxa de falha de 3,9%. No que diz
respeito ao tratamento da superfície do implante, quase todos os artigos relataram o
tipo de superfícies de implantes. A perda óssea marginal foi calculada em todos os
artigos, ficando com valores médios entre 0 a 2mm. Somente 6 estudos registraram
complicações biomecânicas que incluem afrouxamento do parafuso, fratura de
porcelana, sobrecarga oclusal, fratura do implante ou do componente, entre outras.
Complicações biológicas no tecido circundante foram presenciadas em 10 das 13
estudos, como o índice de placa, sangramento, profundidade de sondagem de
bolsa, mobilidade, por exemplo. E apenas um estudo avaliou o aspecto estético da
região, quanto a substituição por coroa unitária no elemento com implante.
Cantalejo et al., 2011, em revisão, verificou que a taxa de sucesso de
implantes curtos é similar aos implantes regulares, sendo que o tratamento de
superfície desses implantes aumenta sua taxa de sucesso. Lemos et al., 2016, em
revisão sistemática, analisou a taxa de sobrevivência de implantes curtos (menores
que 8mm) comparado com implante de maior tamanho, verificando que em
implantes menores de 8mm (4 a 7mm) de comprimento há maior possibilidade de
complicações como perda óssea marginal e falhas na prótese, acarretando em
maior risco de falhas.
Barikani et al., 2013, estudou a influência das características mecânicas dos
implantes cônicos de dois comprimentos diferentes (10 mm e 13 mm) e três larguras
distintas como 3,4mm, 4,3mm e 5 mm na estabilidade primária em diferentes tipos
ósseos, com base na análise de frequência de ressonância (RFA), concluindo que
em casos de baixa qualidade óssea, o aumento do comprimento do implante e seu
diâmetro deve ser levada em consideração para alcançar maior estabilidade
primária.
Segundo alguns autores (KOTSOVILIS et al., 2009; ROMEO et al., 2010;
OLATE et al., 2010) os implantes estreitos e curtos com textura de superfície
possuem a mesma taxa de sobrevivência se comparado a implantes de tamanho
padrão com a mesma textura de superfície.
Estudos envolvendo implantes curtos relatam alguns resultados vistos como
controversos na literatura, pois alguns autores associam o uso de implantes curtos a
uma taxa de sobrevivência menor, outros com uma taxa de sobrevivência adequada
Revisão de Literatura 73
se comparados a implantes de tamanho regular. Já outros grupos de autores
consideram que o comprimento do implante não afeta a taxa de sobrevivência
(BUSER et al., 1997; LEKHOLM et al., 1999; ROMEO et al., 2004; RENOUARD &
NISAND 2006; Rossi et al., 2016; ANITUA et al., 2015; TELLEMAN et al., 2013).
Porém, dentre esses estudos, a maioria apresentaram bons resultados com
implantes contendo tratamentos de superfícies, em comparação com os de baixa
taxa de sobrevivência os quais tinham apenas superfícies usinadas. De modo geral,
Lemos et al., 2016, relata que não há um consenso em relação a taxa de sucesso
de implantes curtos em regiões posteriores de mandíbula e maxila.
O sucesso clínico dos implantes dentários é alcançado através de fatores
como a propriedade sistêmica referente ao paciente, qualidade óssea, precisão na
técnica cirúrgica, material do implante, tratamento de superfície e geometria do
implante. A qualidade da superfície dos implantes se tornou essencial para a
aceleração do processo de osseointegração e biocompatibilidade. Diversas
superfícies de tratamento veem sendo inseridas no mercado a fim de auxiliar o
dentista e o paciente a finalizar a reabilitação cada vez mais rapidamente
(GUILLAUME et al., 2016).
2.4 TRATAMENTOS DE SUPERFÍCIE DOS IMPLANTES DENTÁRIOS
Segundo Boyan et al., 2016, mudanças como o material do implante, no seu
desenho ou nas propriedades de superfície podem afeta a resposta biológica. A
qualidade da superfície do biomaterial pode ser mensurada através da combinação
física, mecânica e química de propriedades e sua estrutura de superfície.
Segundo Isa et al., 2006, com o intuito de aumentar a taxa de sucesso de
implantes dentários em regiões ósseas menos densas, o desenho do implante
associado a mudanças em sua superfície foram sendo atualizadas. Com isso,
verificou-se que os tratamentos realizados na superfície dos implantes aumentavam
a taxa de sucesso, mas também auxiliavam na estabilidade primária, na diminuição
do tempo da osseointegração através de uma maior área de contato osso-implante
sem a interposição de tecido, atraindo células (JEMAT et al., 2015; GEHRKE et al.,
2014).
74 Revisão de Literatura
Segundo Dohan Ehrenfest et al., 2010, é difícil definir qual é a espessura
pertencente ao tratamento de superfície no implante, assim diferenciando o material
do implante do tipo de superfície. A superfície do implante pode ser considerada
como a camada mais externa, superficial, a qual possui apenas 100 nanômetros
(nm) de espessura, ou seja, conforme a espessura do tratamento de superfície, ele
pode ser considerado como revestimento ou até como o próprio material do
implante.
O tratamento realizado na superfície de um implante pode ser definido como
um processo de produção de aspereza ou rugosidade através de métodos aditivos
(spray plasma e revestimentos de HA), ou métodos de subtração (jateamento,
ataque ácido). Esse tratamento na superfície dos implantes estimulará o crescimento
ósseo através da atração de células osteoblásticas, pré-osteoblasticas e
mesequimais indiferenciadas, que vão aumentar a velocidade do reparo, ou seja, o
implante terá osteocondutividade. Desse modo, ocorrerá formação óssea da região
do implante ao osso e formação óssea do osso em direção ao implante, de forma
recorrente, atraindo células e melhorando a osseointegração, assim terá uma maior
taxa de sucesso e maior contato osso-implante (BIC). Quando comparado aos
implantes sem tratamento de superfície, a única formação que ocorrerá é a
formação óssea em direção ao implante.
Segundo Gehrke et al., 2014, a superfície do titânio pode ser facilmente
modificada através de um revestimento, o qual consiste em diferentes tipos de
substâncias bioativas, seja por meio de partículas ou pela aplicação de tratamentos
químicos e/ou por meios físicos como a laser.
2.4.1 Classificação dos Tipos de Superfície
Existem tipos de tratamentos de superfície que auxiliam no comportamento
das células e compreensão da formação óssea. Assim, podemos classificar os
tratamentos de superfície em cinco grupos distintos: a) usinadas, b)
macrotexturizadas, c) microtexturizadas, d) nanotexturizadas e, e) biomiméticas
(AHN et al., 2010).
Revisão de Literatura 75
SUPERFÍCIE USINADA:
O primeiro tratamento de superfície, e mais utilizado no passado, foi o de
usinagem, também chamado de superfície maquinada. Hoje não mais utilizado,
consistia em microrranhuras superficiais nos implantes. A observação microscópica
revelava a presença de ligeira aspereza devido à microrranhuras e também aos
sulcos, os quais foram produzidos durante a usinagem. Logo após a confecção
dessas microrranhuras ao longo do corpo do implante, eles passavam apenas por
processo de limpeza e descontaminação. O objetivo das ranhuras era de direcionar
o crescimento de células osteobláticas; sendo a principal característica da superfície
usinada a presença de osteogênese à distância. A rugosidade ideal para esta
superfície ficava em média de 0,9 a 1µm (KLOKKEVOLD et al.,1997; MISCH 2008).
SUPERFÍCIE MACROTEXTURIZADA
A outra superfície testada e utilizada, mas atualmente em desuso, foi à
superfície macrotexturizada; não tão utilizada devido sua macrorugosidade
influenciarem na estabilidade primária e na fixação mecânica do osso neoformado.
Mas é importante saber que o processo de macrotexturização ocorre através da
adição de diferentes componentes como: spray plasma de titânio, spray de fosfato
de cálcio (ou spray de hidroxiapatita), jateamento de partículas com diferentes
diâmetros e modificada por feixe de laser. O spray plasma de titânio é a injeção de
titânio em pó em uma pistola de plasma em alta temperatura, suas partículas de
titânio são projetadas e fundidas na superfície do implante formando um filme
variável entre 40 a 50µm de espessura, com o revestimento de 7µm de rugosidade,
aumentando a área de contato superficial e proporcionando maior osseointegração,
conferindo alterações morfológicas da superfície, o que acaba aceleram a absorção
do sangue garantindo o processo de osseointegração. O spray plasma de
hidroxiapatita (ou fosfato de cálcio) é caracterizado pela injeção de hidroxiapatita,
recobrindo a superfície de maneira homogênea e com disponibilidade de reação do
conjunto osso-implante, com espessura de 50 a 70µm, mas apresenta como
desvantagem o alto custo e alteração da hidroxiapatita devido à alta temperatura. A
superfície modificada por feixe de laser gera estímulos por feixe a laser através de
um processo limpo sem qualquer interação com outro material para sua modificação
76 Revisão de Literatura
e apresentam custo acessível (LE GUEHENNEC et al., 2007; MISCH 2008;
FERRARIS et al., 2011; MIRANDA, 2013).
SUPERFÍCIE MICROTEXTURIZADA
O próximo tratamento de superfície é o mais utilizado atualmente (GEHRKE
et al., 2014). As chamadas superfícies microtexturizadas, produzem modificação na
superfície do implante através de método de subtração, podendo sofrer um processo
de condicionamento ácido; jateamento associado ao ataque ácido; e, jateamento
com óxido de alumínio e condicionamento ácido. Quanto ao jateamento, as
superfícies sofrem um processo de jateamento de partículas cerâmicas, seguido de
ataque ácido. As partículas para jateamento são de biomaterial quimicamente
estável e biocompatível, podendo ser de óxido de alumínio (Al2O3), óxido de titânio
(TiO2) ou silício (Si), com o objetivo de formar uma superfície de ranhuras
irregulares. Amostras histológicas de implantes com superfícies jateadas revelaram
apresentar maior variabilidade na aparência da superfície. O jateamento permite a
adesão, proliferação e diferenciação dos osteoblastos, porém os fibroblastos se
aderem com menor facilidade na superfície, melhorando a formação óssea e
limitando a proliferação de tecido mole (YEO, 2014; MISCH, 2008).
O jateamento com Al2O3 altera a composição química da superfície devido às
trocas iônicas, tornando a superfície hidrofílica e rugosa, atraindo grande
concentração de células osteoblásticas quando em contato com o osso (SHEMTOV-
YONA; RITTEL, 2015). Após o jateamento, o processo de ultrassom é realizado,
removendo as partículas aderidas, seguido de condicionamento ácido.
Gehrke et al., 2015 (b), em estudo teve o objetivo de avaliar as propriedades
físico-químicas e a resposta do hospedeiro, em coelho, de uma superfície jateada
com partículas de óxido de titânio (TiO2), como uma alternativa para o óxido de
alumínio, seguido por ataque ácido, verificando que a superfície com TiO2
representa uma opção adequada, com um risco mínimo de contaminação por
resíduos do processo de jateamento.
O processo de condicionamento ácido visa à imersão dos implantes em
banho de soluções com ácidos fortes, os quais podem ser o ácido clorídrico (HCl),
ácido sulfúrico (H2SO4), ácido fluorídrico (HF), ácido nítrico (HNO3) com o objetivo de
modificar a superfície sem deixar quaisquer resíduos após o procedimento de
Revisão de Literatura 77
jateamento, evitando o tratamento não uniforme da superfície e também controlar a
perda da substância metálica do corpo do implante. Assim, a rugosidade ficará
homogênea em toda a superfície do implante, em torno de 1,30µm, causando a
melhora da área superficial ativa e da bioadesão. Essa rugosidade facilitará a
retenção de células osteogênicas e a retenção de fibrinas, adsorção de fibronectinas
até atuar na osseointegração (KIRMANIDOU et al., 2016; JEMAT et al., 2015; YEO,
2014; ORSINI et al., 2012; FERRARIS et al., 2011; MISCH, 2008; LE GUEHENNEC
et al., 2007; CORDIOLI et al., 2000).
Porém, cada indústria do ramo de implantes dentários possui uma
metodologia de tratamento de superfície microtexturizada, no que diz respeito à
partícula de jateamento, ataque ácido e concentração da solução (KIRMANIDOU et
al., 2016; YEO, 2014).
Le Guehennec et al., 2007, relata que a imersão do implante de titânio na
concentração ácida de HCl e H2SO4 deve ser feita por alguns minutos em solução
aquecida a mais de 100º C. Este mesmo autor afirma que o contato osso-implante
(BIC) é maior e a reabsorção óssea menor quando utilizado o ataque ácido se
comparado a superfícies tratadas com spray plasma titânio ou superfície maquinada.
Outra solução ácida utilizada é a de fluoretos. O titânio é muito mais reativo
aos íons flúor, formando o tetrafluoreto de titânio (TiF4). A superfície produzida tem
uma topografia microrugosa, criando tanto uma aspereza na superfície quanto
incorporando fluoretos favoráveis à osseointegração. Sabe-se, então, que essa
solução ácida melhorada diferenciação osteoblástica. Este tratamento químico tem a
capacidade de melhorara ainda mais a ancoragem do implante ao osso, tornando a
superfície bioativa (LE GUEHENNEC et al., 2007).
Mas os tratamentos químicos podem ter um efeito deletério sobre a estrutura
do titânio, reduzindo suas propriedades mecânicas. Isto é, o condicionamento ácido
pode vir a fragilizar o hidrogênio contido no titânio, chamada de fase hídrica frágil,
reduzindo a ductilidade e criando microfissuras sobre a sua superfície, as quais
podem reduzir a resistência à fadiga dos implantes (LE GUEHENNEC et al., 2007).
Porém, segundo Ferraris et al. (2011) as modificações na textura de superfície não
alteram significativamente estas propriedades mecânicas do titânio e sua liga, mas
tem o poder de alteram as propriedades biológicas, como maior aderência de
células. Rosa e Beloti, 2003, relataram que comparando o Ti6Al4V com superfície
78 Revisão de Literatura
lisa e rugosa, não houve influência na superfície rugosa durante a ligação,
proliferação e diferenciação das células.
Cordioli et al. (2000) em estudo nas tíbias de coelhos, fizeram uma
comparação histomorfométrica e biomecânica da resposta óssea de implantes TiCp
em diferentes tipos de superfície (usinada, jateada, spray de plasma e ataque ácido)
após 5 semanas a pesquisa revelou uma porcentagem significativamente maior de
BIC e maior torque de remoção em implantes com superfície com ataque ácido. Já
no estudo de Marinho et al., 2003, também em tíbias de coelhos, após 30 e 60 dias,
o BIC foi melhor em superfícies de implantes com jateamento e ataque ácido do que
as usinadas. Em estudo, Sammons et al., 2005, verificou que superfícies de
implantes jateadas/ataque ácido pode influenciar bastante na força de cisalhamento
superficial. Em estudo com coelho, Orsini et al.,2012, e Zinellis et al.,2012, em
estudos em tíbias de coelhos analisaram a superfície jateada associada ao
condicionamento ácido, o primeiro conclui que os implantes com este tipo de
superfície mostrou um comportamento osteocondutor; o segundo, concluiu que a
superfície possui boa atividade biológica. E Herrero-Climent et al., 2013, relatam que
superfícies com microrugosidades associadas ao condicionamento ácido melhoram
a osseointegração.
Fonte: Catálogo Neodent, 2016
Figura 9– Tipo de superfícies microtexturizada com jateamento e condicionamento ácido. Imagem em microscópio eletrônico de varredura. Ampliações de 2000x e 3000x. Observe a topografia desta superfície que apresenta tamanho de poros entre 1,4 e 1,8µm em sua superfície
Revisão de Literatura 79
SUPERFÍCIE NANOTEXTURIZADA
Outro tipo de tratamento de superfície é conhecido pelo processo de anodização ou
oxidação anódica, sendo chamada de superfícies nanotexturizadas. É um processo
de oxidação para alterar as características da camada de óxido, melhorando a
biocompatibilidade da superfície, pois criam um filme de óxido sobre os metais por
meio de imersão neles, submetidos a uma voltagem em banho eletrolítico. Essa
camada de óxido criada após o banho eletrolítico se adere fortemente ao metal,
tendo mínimo risco de liberação de partículas durante a inserção do implante e ótima
resistência ao desgaste. O processo de anodização é bastante complexo e depende
de vários parâmetros tais como densidade de corrente, concentração de ácidos,
composição e a temperatura do electrólito. Esse tipo de superfície exibe microporos
com diâmetros variáveis e demonstra ausência de citotoxicidade, com boa
capacidade para reter líquidos e tecido ósseo. Sua vantagem consiste modificar a
superfície sem o depósito de grãos de partículas (KIRMANIDOU et al., 2016;
BARFEIE et al., 2015; MENDONÇA et al., 2008; LE GUEHENNEC et al., 2007).
Wennerberg et al., 2014, relatam que a propriedade hidrofílica se associada a
superfícies com nanoestruturas, melhoram a resposta óssea se comparada a
superfícies somente com molhabilidade.
SUPERFÍCIE BIOMIMÉTICA
As superfícies biomiméticas passam por uma deposição de camadas de
fosfato de cálcio, sob condições fisiológicas de temperatura e pH, assim as
moléculas interligadas à estrutura do material são liberadas paulatinamente,
conforme há degradação, sofrendo um processo lento de liberação de agentes
osteogênicos para o sítio de implantação (TENG et al., 2016; GIL et al, 2013;
MENDONÇA et al., 2008; LE GUEHENNEC et al., 2007).
Misch, 2008, salienta que os valores médios referentes às rugosidades são
úteis apenas como um modo de referência para diferenciação entre os tipos de
superfícies.
80 Revisão de Literatura
2.4.2 Propriedades das superfícies
Segundo Buser et al., 2004 e Elias et al., 2008, com o tratamento de
superfície é possível alterar as propriedades de superfície do implante de titânio.
Além dos tipos de superfície, as superfícies dos implantes dentários possuem
propriedades superficiais importantes. Tais propriedades são fatores que influenciam
positivamente na concentração das células envolvidas na osseointegração,
conhecidas como: rugosidade, topografia, energia superficial, molhabilidade e
composição química. Essas propriedades afetam a adsorção iônica, adsorção de
proteínas e a interação da célula (aderência celular e morfologia) com a superfície
do implante e há o desenvolvimento tecidual e celular. Assim, as adesões focais
altamente organizadas pelas células com as proteínas extracelulares e controle
relacionados dos componentes do citoesqueleto intracelular são agora considerados
para desempenhar papéis importantes na direção de sinalização celular,
diferenciação e migração celular (FERRARIS et al., 2016; YEO, 2014; WILMOWSKY
et al., 2013; FERRARIS et al., 2012; ORSINI et al., 2012; FERRARIS et al., 2011;
MENDONÇA et al., 2009; ELIAS et al., 2008).
Segundo Misch, 2008, a mensuração da capacidade da superfície de um
implante osseointegrar estão relacionados com o pH local, topografia da superfície e
ângulo de contato com fluidos; dessa forma, esses valores das mensurações
acabam determinando as características da superfície. Ainda segundo este autor,
uma superfície de energia alta é mais desejável, visto que mostra uma tripla adesão
dos fibroblastos e as superfícies de energia mais altas como as dos metais e suas
ligas, até mesmo a cerâmica, são mais acessíveis de manter a adesão celular.
Com os tratamentos de superfícies as propriedades podem ser alteradas.
Altera-se a composição química através da deposição de íons Ca, P e F e
hidroxiapatita, a morfologia e rugosidade da superfície são alteradas através das
soluções ácidas utilizadas ou oxidação; e a topografia e a energia de superfície são
alteradas conforme o jateamento e ataque ácido (YEO, 2014; ELIAS et al., 2008;
ELLINGSEN et al., 2004). A topografia e a energia de superfície podem influenciar
na molhabilidade, na adsorção de proteínas e na adesão e difusão celular sobre os
implantes. A incorporação de íons altera a energia de superfície conferindo
características bioativas à superfície. Já a incorporação de ânions inorgânicos ou
Revisão de Literatura 81
hidrocarbonetos, provenientes da limpeza e esterilização, aumentam a
hidrofobicidade, diminuindo a diferenciação osteoblástica (ARAUJO, 2006).
A topografia é a característica encontrada na superfície do implante, sendo
classificada conforme a superfície encontrada em cada implante (BARFEIE et al.,
2015). É capaz de alterar a resposta celular dos tecidos adjacentes modificando a
inserção, migração, proliferação e até a síntese de colágeno neste local. Dessa
forma, determina o tipo de tecido que haverá na interface osso-implante. Na
rugosidade há o controle da rugosidade da superfície com objetivo de selecionar os
tipos de células que irão interagir com o implante. Contudo, apesar da importância
da rugosidade na osseointegração não existe um padrão de rugosidade ideal dos
implantes, até porque não existem normas para quantificar a rugosidade dos
implantes. Já quanto a composição química, ela engloba a espessura da camada de
óxido de titânio e a presença de compostos metálicos e não metálicos nela
(KULKARNI et al., 2015; LE GUEHENNEC et al., 2007; NAGEM FILHO et al., 2007).
Segundo Rupp et al., 2014, a molhabilidade é a capacidade de um líquido
molhar um sólido. Sua aferição é realizada através do ângulo de contato de um
líquido com a superfície. A superfície é considerada hidrofóbica quando o ângulo de
contato é maior que 90º e hidrofílica quando esse ângulo é menor que 90º. Este
ângulo, chamado de ângulo de contato, quantifica o umedecimento da superfície
pelo líquido específico utilizado. Por exemplo, o ângulo caracteriza a hidrofilicidade
da superfície caso haja um líquido como agente molhante, ou seja, o ângulo pode
variar de 0 a 180º. As características de superfície podem influenciar o ângulo,
principalmente a rugosidade da superfície (Figura 10).
A molhabilidade é também uma forma de quantificar a energia de superfície
do sólido (FERRARIS et al., 2016; ELIAS et al., 2008; YEO, 2014). Segundo Rupp et
al., 2014, para reduzir a energia de superfície, a área de superfície tem que ser
minimizada. A molhabilidade é favorecida pela combinação de alta energia de
superfície sólida e líquido com baixa tensão superficial. Algumas células preferem se
aderir a superfícies hidrofílicas, enquanto outras possuem preferencia pelos
hidrofóbicos. Relata-se que as superfícies com hidrofilicidade moderada melhoram o
crescimento celular e a biocompatibilidade. No entanto, a adesão celular pode vir a
diminuir à medida que o material se torna muito hidrófilo. A proliferação das células
também depende de uma orientação apropriada de proteínas, que serve de
82 Revisão de Literatura
orientação para as células, proteínas as quais preferem superfícies hidrofílicas
(KULKARNI et al., 2015).
A energia de superfície é considerada a força de atração de uma superfície.
Uma forma de energia de superfície é a molhabilidade, a qual implantes com alta
molhabilidade, possuem alta energia livre de superfície e dessa forma acabam
atraindo mais facilmente macromoléculas e possuem maior número de sítios
favoráveis para permitir ligações celulares. Segundo Nagem Filho et al., 2007, a
energia de superfície e sua capacidade hidrofílica podem ser decisivas durante a
adesão de proteínas e quimiotaxia celular. Com isso, o ataque ácido na produção da
superfície é necessário para a limpeza da mesma e para a hidrofilia, já que
conservará a solução isotônica.
Fonte: Modificado de Rupp et al., 2014
Figura 10– Ângulo de contato; a) Mensuração do ângulo de contato; b) interrelação entre o líquido e o sólido
Segundo Feller et al., 2015, a energia superficial quantifica o rompimento de
ligações intermoleculares que ocorrem quando uma superfície é criada. No caso da
molhabilidade, ela descreve o equilíbrio entre as interações intermoleculares quando
uma superfície sólida e um líquido são unidos. Ela descreve a capacidade de um
líquido para manter o contato com uma superfície sólida. A molhabilidade é
determinada por um equilíbrio entre as forças adesivas e as forças de coesão,
portanto em uma interação de uma gota com uma superfície sólida, a molhabilidade
é calculada conforme o ângulo formado entre a gota e a superfície.
Uma superfície hidrofóbica é aquela que não possui afinidade com a água, ou
seja, repelindo-a. Já uma superfície considerada hidrofílica, possui afinidade com a
água, atraindo-a.
Segundo Gittens et al., 2014, uma superfície clinicamente relevante é a
hidrofílica com jateamento associada a ataque ácido se comparada com uma
Revisão de Literatura 83
superfície hidrofóbica com o mesmo tratamento de superfície (jateada seguida de
condicionamento ácido), pois a microestrutura é a mesma, mas o grau de
molhabilidade confere características diferenciadas. A principal diferença entre uma
superfície jateada e com ataque ácido e hidrofílica é que a neutralização da
superfície após o condicionamento ácido ocorre em um ambiente livre de
contaminantes, protegido de nitrogênio e armazenado em solução salina ao invés de
ar.
Os implantes com superfícies jateadas e ataque ácido possuem limitada
molhabilidade, já implantes com superfície com as mesmas características e
hidrofílicos possuem ampla molhabilidade e menos contaminação por
hidrocarbonetos. Em contraste, as superfícies hidrofóbicas adsorvem contaminantes
quando exposto ao meio ambiente durante o processamento, já as superfícies
hidrofílicas são mantidas limpas, com a energia de superfície elevada e boa
molhabilidade, permitindo a formação de uma forte interface com o osso. Esta
superfície também gera nanoestruturas ao longo da topografia do implante
(GITTENS et al., 2014).
Segundo Gittens et al., 2014, implantes com molhabilidade afetam alguns
aspectos biológicos como adesão de proteínas e outras macromoléculas sobre a
superfície (condicionada), interações entre as células dos tecidos duros e moles em
superfícies pré-condicionadas, adesão bacteriana e formação de biofilme e a taxa de
osseointegração (in vivo).
O impacto da hidrofilicidade na adesão de proteínas tem sido estudada
utilizando proteínas como a albumina ou líquidos biológicos, como sangue, plasma
ou saliva estéril filtrada, pois geralmente a hidrofilicidade pode influenciar a força de
ligação e a quantidade total de proteínas ligadas a uma superfície, a conformação e
a orientação das moléculas individuais de proteínas e a composição global do filme
macromolecular formado na superfície por adesão ao respectivo biolíquido.
Quanto à interação com o sangue, a adesão seletiva de proteínas do sangue
pode ativar as diferentes cascatas de sinalização imunológica, provocando a adesão
e ativação de trombócitos que acabará levando à formação de um coágulo entre o
implante e o tecido circundante. Após o condicionamento da superfície dos
implantes por proteínas e pequenas moléculas vindas do sangue, a osseointegração
dependerá de uma colonização da superfície por pré-osteoblastos seguido por
diferenciação, síntese da matriz extracelular e cicatrização dos tecidos. A influência
84 Revisão de Literatura
da hidrofilicidade na adsorção de diversos mediadores biológicos também tem um
impacto sobre a cascata de cicatrização, levando integração com o tecido. Os
osteoblastos resultantes da diferenciação das células tronco mesenquimais ou
provindas do osso circundante, correspondem às características de molhabilidade
da superfície, pois a superfície hidrofílica tem demostrado melhor maturação dos
osteoblastos, além de melhora na produção de fatores locais e mineralização se
comparada com superfícies hidrofóbicas (GITTENS et al., 2014). Segundo Hotchkiss
et al., 2016, a rugosidade e a molhabilidade são propriedades que aumentam a
produção de fatores osteoblásticos e a formação óssea; os macrófagos quando
cultivados em materiais de molhabilidade superficial elevada conseguem produzir
um microambiente anti-inflamatório, assim esta propriedade pode ser utilizada para
melhorar a resposta cicatricial à biomateriais.
Kopf et al., 2015, em pesquisa analisou a interação precoce entre o sangue e
a superfície do implante para saber como afetaria o mecanismo de osseointegração,
utilizando a coagulação do sangue em superfícies de titânio: microrugosa hidrofóbica
e microrugosa hidrofílica com nanoestruturas, bem como os efeitos de sangue
humano em um período de pré-incubação nestas duas superfícies sobre o potencial
de diferenciação das células ósseas primárias. A pré-incubação de sangue resultou
numa rede de fibrina densa por toda a superfície hidrofílica, mas apenas em
fragmentos únicos de fibrina e complexos isolados de fibras na superfície
hidrofóbica. Na superfície hidrofílica o número de células ósseas primárias ligadas à
rede de fibrina aumentou.
A superfície utilizada neste estudo é a superfície NeoPoros (NEODENT® -
Curitiba/Brasil) a qual passa pelo processo de jateamento com partículas abrasivas
de óxido de zircônio, com controle automatizado de pressão, direção, velocidade e
tamanho das partículas jogadas contra o implante. Crateras são formadas na
superfície com óxidos de granulometria controlada. Após o jateamento, os implantes
passam por ultrassom, removendo as partículas aderidas, seguindo para o ataque
ácido, removendo possíveis incrustações de partículas de óxido, até uniformizar a
rugosidade criada pelo processo de jateamento, sendo chamados de hidrofóbicos. O
tamanho dos poros na superfície varia entre 2,5 e 5,0µm, de modo controlado.
Outra superfície avaliada neste estudo é a superfície Acqua (NEODENT® -
Curitiba/Brasil), uma superfície hidrofílica, a qual passa por um processo de ativação
química e física, através da diferenciação celular da superfície NeoPoros. Alterando,
Revisão de Literatura 85
dessa forma, somente a sua polaridade, uma vez que a superfície era negativa e se
torna positiva com a hidrofilicidade.
Sartoretto et al., 2015, investigaram dois tipos de superfícies em estudo.
Sendo uma superfície jateada e com condicionamento ácido e a outra com
jateamento e condicionamento ácido mantido em uma solução de 0,9% de cloreto de
sódio. O contato osso-implante (BIC) e a área óssea foram avaliadas conforme
instalação dos implantes em tíbias de coelhos após 14 e 28 dias após a instalação
de 10 implantes de cada grupo. O grupo de implantes mantidos em solução de
cloreto de sódio, apresentaram 3 vezes menor quantidade de carbono na superfície
e uma hidrofilicidade melhorada em comparação com a outra superfície. Mas as
duas superfícies apresentaram semelhante rugosidade superficial. O BIC e a área
foram parecidos após 14 dias e 28 dias nos grupo armazenado em solução de
cloreto de sódio. Após 28 dias de instalação, BIC e área dessa mesma superfície foi
aproximadamente 1,5 vezes maior do que a superfície somente jateada e com
condicionamento ácido. Com esses resultados, os autores concluíram que a
superfície com molhabilidade acelera a osseointegração e aumenta a área da
interface osso-implante (BIC) quando comparados com a outra superfície.
Morton et al., 2010, em estudo prospectivo, avaliaram os implantes com
jateamento e condicionamento ácido em superfície modificada (SLActive® -
Straumann) em região posterior da maxila ou mandíbula, aplicando carga após 21
dias da instalação. Foi visto que 95% dos implantes osseointegraram sem incidentes
após 21 dias e que após 2 anos, houve 97,7% de taxa de sucesso.
Gehrke et al., 2014, teve como objetivo avaliar in vitro e in vivo, a existência
de uma relação entre a energia de superfície, em reação a molhabilidade e o
comportamento clínico de implantes dentários com superfícies diferentes, uma com
jateamento de óxido de titânio seguido de condicionamento ácido e outra superfície
maquinada. Para isso, 30 discos de titânio, metade para cada tipo de superfície,
foram instalados em tíbias de coelhos e removidos após 30 e 60 dias de
osseointegração. Dessa forma, a superfície com jateamento e condicionamento
ácido apresentou baixa molhabilidade, mas grande estimulação da formação óssea
in vivo em relação à outra superfície.
DeJesus et al., 2016, comparou histologicamente e histomorfologicamente as
superfícies com duplo jateamento e condicionamento ácido com superfície
hidrofílica. Implantes com a mesma macrogeometria, mas com diferentes tipos de
86 Revisão de Literatura
superfície, como duplo jateamento e condicionamento ácido com ácido clorídrico e
sulfúrico seguido por tratamento a base de microondas e inserção em solução salina
isotônica para aumento da hidrofilicidade; e, duplo jateamento e condicionamento
ácido com ácido clorídrico e sulfúrico (Neodent® - Brasil), instalados em tíbias de
cães. Dessa forma, após 2 e 4 semanas de osseointegração em amostras não
descalcificadas, concluindo que após esse período, o BIC e a densidade óssea
aumentaram em ambas as superfícies, mas não houve diferença significante entre
os dois grupos em qualquer medição.
Schwarz et al., 2007, estudaram o efeito da hidrofilicidade e da
microtopografia em relação aos tecidos duros e moles em implantes de titânio não
submersos, em cães por períodos de 7, 15 e 28 dias de osseointegração, e
verificaram que os tecidos sofreram influência principalmente pela hidrofilicidade da
superfície e não pela microtopografia.
Cunha, 2015, em estudo em tíbias de coelhos, analisou o BIC e a área de
osso novo formado com implantes de superfície hidrofóbica e implantes com
superfície hidrofílica, ambos com processo de jateamento e condicionamento ácido
(Neodent® - Brasil). Tendo como resultado um ligeiro aumento da resposta óssea
nos implantes hidrofílicos em ambas as medições.
Soares et al., 2015, avaliaram a molhabilidade de superfície de implantes de
titânio utilizando a análise de frequência de ressonância e a histomorfometria (BIC e
área óssea). Para isso, implantes Cone Morse (3.5x7mm- Neodent® - Brasil) com
diferentes tipos de superfície, jateadas com ataque ácido, e, jateadas com
condicionamento ácido mantidas em solução isotônica a 0,9% de cloreto de sódio,
foram instalados em tíbias de coelhos e analisados após 2 e 4 semanas de
osseointegração. Concluindo que ambas as superfícies de implantes, são capazes
de produzir adequada interação osso-implante.
3 PROPOSIÇÃO
Proposição 89
3 PROPOSIÇÃO
Avaliar a resposta biológica ao redor de implantes de titânio grau IV e grau V
com diferentes tipos de tratamentos de superfície: a) superfície com jateamento com
partículas abrasivas seguido de tratamento ácido - NeoPoros (NP) - em embalagem
seca (Grupo Controle); b) superfície jateada seguido de tratamento ácido e energia
de superfície, armazenado em líquido (ESm); c) superfície jateada seguido de
tratamento ácido com energia de superfície e embalado a seco (ESs). Através da
análise do contato osso-implante (bone implant contact - BIC) e da área de
neoformação óssea (bone area – BA e BA com fluorocromo) das 3 primeiras roscas
em contato ósseo.
4 MATERIAL E MÉTODOS
Material e Métodos 93
4 MATERIAL E MÉTODOS
Este estudo foi aprovado pela Comissão de Ética no Ensino e Pesquisa em
Animais (CEEPA) da Faculdade de Odontologia de Bauru FOB/USP, com protocolo
número 033/2011.
4.1 SELEÇÃO DOS ANIMAIS E DIVISÃO DOS GRUPOS
Nesta pesquisa foram utilizados 15 coelhos da raça New Zealand, machos,
adultos entre 9 a 12 meses de idade, pesando em média 4,5kg. Estes animais foram
adquiridos do Biotério de Criação da Universidade Estadual Paulista “Júlio de Mesquita
Filho” - Campos de Botucatu (UNESP) e mantidos pelo Biotério Central da Faculdade
de Odontologia de Bauru, Universidade de São Paulo (FOB-USP). A alimentação foi
similar para todos os animais, constituída de ração comercial sólida, apropriada à idade
e peso dos animais e água “ad libitum”. Sendo todos os procedimentos subsequentes
com a supervisão e avaliação de um médico veterinário.
Foram instalados 90 implantes Cone Morse, divididos em 15 coelhos, sendo 3
na tíbia direita e 3 na tíbia esquerda de cada animal. O implante denominado Drive é
feito de titânio grau IV (T4) com dimensões de 3.5x8mm e o implante chamado de
Facility é constituído de titânio grau V (T5) de dimensões 2.9x7mm. Os implantes foram
fornecidos pela empresa Neodent® (Curitiba-PR/Brasil). Os designs dos implantes
utilizados nesse estudo podem ser vistos na figura 11.
Estes dois tipos de implantes (grau IV e V) foram avaliados em três tratamentos
de superfícies diferentes: a) superfície com jateamento com partículas abrasivas
seguido de tratamento ácido - NeoPoros (NP) - em embalagem seca (Grupo Controle);
b) superfície jateada seguido de tratamento ácido e energia de superfície, armazenado
em líquido (ESm); c) superfície jateada seguido de tratamento ácido com energia de
superfície e embalado a seco (ESs). Totalizando 6 grupos (Tabela 5).
Com a finalidade de evitar qualquer tipo de interferência na pesquisa, os
implantes foram distribuídos de forma aleatória em cada animal (Tabela 6) e cada um
recebeu um implante de cada grupo da pesquisa.
94 Material e Métodos
Fonte: Catálogo de produtos Neodent 2016
Figura 11 - Implantes Facility e Drive, com dimensões de 2.9x7mm e 3.5x8mm, respectivamente
Tabela 5 – Divisão dos grupos
Grupos
Grupo 1 Grupo 2 Grupo 3 Grupo 4 Grupo 5 Grupo 6
T4/NP T4/ESm T4/ESs T5/NP T5/ESm T5/ESs
15amostras 15amostras 15amostras 15amostras 15amostras 15amostras
4.2 PROCEDIMENTOS: PRÉ-OPERATÓRIO, CIRÚRGICO, PÓS-CIRÚRGICO
Em cada animal foi marcada uma numeração, de 1 a 15, na orelha esquerda
com o objetivo de identificar de modo simples qualquer intercorrência e poder
associa-la ao animal afetado.
Todos os procedimentos seguintes foram realizados sob condições rigorosas
de esterilização e assepsia. E os animais, passaram por dieta restritiva 12 horas
antes do procedimento cirúrgico.
Os animais foram submetidos à anestesia dissociativa e cataléptica com pré-
anestésico Cloridrato de Xilazina (Rompum®, Bayer, São Paulo/SP) a uma dose de
0,1ml/Kg de peso corporal, associado de Cloridrato de Ketamina (Ketalar, Achê
Laboratórios Farmacêuticos S.A., Guarulhos/SP) a uma dose de 0,1 ml/Kg de peso
corporal. Logo após, foi feita a tricotomia na região interna das patas traseiras,
abrangendo a região da metáfise proximal tibial. Seguido de antissepsia da pele com
detergente enzimático e isolamento da área por meio de campo cirúrgico estéril e
Material e Métodos 95
descartável. Por conseguinte, uma anestesia infiltrativa local de Cloridrato de
Lidocaína (Xilocaína, Merrel Lepetit Farmacêutica e Industrial Ltda, Guarulhos/SP)
para haver vasoconstrição e isquemia no local cirúrgico (Figura 12).
O início do procedimento cirúrgico foi marcado pela incisão linear de 6cm de
extensão (lâmina n ͦ. 15 – Bard Parker) sobre a pele envolvendo o periósteo da
porção proximal da tíbia desses animais e levantamento do retalho total (periótomo
de Molt), com todo o cuidado, visto que é um tecido bem delicado, seguido de
exposição da cortical óssea. As perfurações para a instalação dos implantes foram
realizadas com bastante irrigação de solução salina estéril e com base no protocolo
do fabricante dos implantes (Neodent® – Curitiba-PR/Brasil). Os implantes foram
instalados, três em cada tíbia, em nível ósseo devido a pouca quantidade óssea
para o implante ser instalado infra-ósseo, seguindo a tabela de aleatorização (tabela
6). Os animais receberam suturas tradicionais para coaptar os bordos da ferida
cirúrgica (Figuras 13, 14 e 15).
A Penicilina Benzatina (Pentabiótico Veterinário pequeno porte, Lab. Wyeth
Ltda. São Bernardo do Campo/SP) foi ministrada em doses, para controle, na
proporção de 16.000 UI via intraperitoneal seguido de anti-inflamatório Flumedin
0,2mL para cada 4,5kg, por via intramuscular profunda (Antiinflamatório, Lab.
Jodafel Indústria Farmacêutica S/A. Vargínia/MG) para controle da dor, após a
cirurgia e também no período pós-cirúrgico de 3 dias. De modo tópico no local
cirúrgico, a rifamicina (Rifocina Spray, antibiótico - Sanofi Aventis Farmacêutica Ltda)
foi aplicada até o 5º dia de pós-operatório. Os animais receberam no 5º e 12º dias
pós-cirurgia um marcador ósseo, a calceína (5mg/kg), na concentração de 20 mg/kg,
administrado por injeção intraperitoneal em solução fisiológica salina, com o intuito
de monitorar a formação de osso neoformado desde o dia da primeira aplicação até
o 15º dia. A remoção de sutura foi realizada entre o 7º e 10º dias conforme a
cicatrização da ferida cirúrgica.
96 Material e Métodos
Tabela 6 – Aleatorização dos grupos
(Grupo 1= A; Grupo 2= B; Grupo 3=C; Grupo 4=D; Grupo 5=E; Grupo 6=F)
Coelho Tíbia Posição do implante na tíbia
medial central distal
coelho 1 direita A B C
esquerda D E F
coelho 2 direita C B A
esquerda F E D
coelho 3 direita B C A
esquerda E F D
coelho 4 direita B A C
esquerda E D F
coelho 5 direita C A B
esquerda F D E
coelho 6 direita A C B
esquerda D F E
coelho 7 direita A D B
esquerda C E F
coelho 8 direita A B D
esquerda C F E
coelho 9 direita B A D
esquerda F C E
coelho 10 direita B D A
esquerda F E C
coelho 11 direita D B A
esquerda C F E
coelho 12 direita D A B
esquerda C E F
coelho 13 direita A E F
esquerda D B C
coelho 14 direita A F E
esquerda D C B
coelho 15 direita F A E
esquerda B D C
Material e Métodos 97
Figura 12 - Procedimentos pré-operatórios; a) identificação dos animais; b) tricotomia; c) antissepsia; d) anestesia local
Figura 13 – Procedimento cirurgico; a) incisão; b) deslocamento de retalho; c) perfuração para os implantes; d) instalação dos implantes em nível ósseo; e) implantes instalados e com cover
98 Material e Métodos
Figura 14 - Procedimento cirúrgico; a) instalação do implante Facility; b) instalação do cover do Facility
Figura 15 – Procedimento cirúrgico; a) intercorrência - fratura; b) sutura
4.3 EUTANÁSIA E COLETA DAS AMOSTRAS
Depois de 15 dias de osseointegração todos os animais apresentavam bom
estado de saúde. Assim, foram anestesiados, pelo mesmo método já descrito, e
sofreram eutanásia com uma overdose intravenosa de barbitúricos, o utilizado foi o
Tiopental na concentração de 0,12 mg/Kg.
Para a remoção das amostras, novo procedimento foi realizado, sob os
mesmos cuidados de esterilização e antissepsia realizados na parte cirúrgica
anterior. As tíbias foram removidas e seguiram para uma limpeza na área,
eliminando o tecido mole presente (Figura 16) e separadas com auxílio de disco
diamantado monoface picotado em baixa rotação, sobre abundante irrigação salina
estéril. Foram obtidas 90 amostras contendo tecido ósseo e implantes dentários.
Desse modo, puderam ser armazenadas individualmente em potes identificados,
para posterior processamento também individual, de modo totalmente submerso, em
solução de formalina a 10%.
Material e Métodos 99
Figura 16 – Coleta das amostras; a) amostra de uma tíbia de coelho sem qualquer intervenção; b) tíbia com 3 implantes após limpeza para remoção de tecido mole
4.4 PROCESSAMENTO DAS AMOSTRAS E PREPARO DAS LÂMINAS
HISTOLÓGICAS
Depois de individualizar e armazenar as amostras em formalina a 10%, todas
elas passaram por processo de desidratação e inclusão em resina acrílica (LR White
Resin Medium Grade, UK). O processo de desidratação permitiu a infiltração da
resina e é realizada através da imersão em álcoois de diferentes concentrações,
eliminando a água do interior das amostras. Na inclusão, outro protocolo é feito, com
base em soluções de resina e álcool proporcionados e diferentes concentrações,
substituindo gradativamente o álcool no interior das peças por resina. Os protocolos
podem ser vistos na tabela 7.
Finalizado o processo de desidratação e inclusão, essas peças foram
realocadas em frascos plásticos pretos com tampa e sem qualquer tipo de
deformação do material com o meio, contendo todas as informações individuais das
amostras (Figura 17). As amostras foram polimerizadas com o auxílio de uma estufa
a 64º C, durante 24 horas ininterruptas. Para obter um maior controle sobre a
polimerização, eram levadas ao forno 5 amostras agrupadas de cada vez, de modo
aleatório. O protocolo de polimerização utilizado foi o recomendado pelo fabricante
da Resina LR White.
Figura 17 – Potes plásticos pretos que vão à estufa; a) identificados; b) com a amostra
100 Material e Métodos
Tabela 7 – Protocolo de Desidratação e Inclusão
Protocolo de Desidratação Protocolo de Inclusão*
Álcool
70%
Álcool
80%
Álcool
90%
Álcool
100%
Resina
50%+ 50%
álcool
Resina
70%+ 30%
álcool
Resina
90%+ 10%
álcool
Resina
100%
Tempo de imersão de 7 dias/cada
Tempo de imersão de 7 dias/cada
Conservada sob Refrigeração
*Na inclusão o álcool utilizado foi absoluto (100%)
Ao final do processo de polimerização, as amostras são removidas dos potes
e passam por um nivelamento da resina e adequação do tamanho com o auxílio de
uma politriz laboratorial. Em lâminas de plástico laboratorial de tamanho grande
(50x100x1,0mm), as amostras são coladas com cianocrilato (Superbonder) com todo
o cuidado de manter o implante paralelo em relação a superfície da lâmina, para que
o futuro corte no centro do implante seja o mais reto possível. O plano de corte do
implante é centralizado; esse corte é realizado na máquina Exakt de corte
(Apparatebau GmbH & Norderstedt, Germany) com lâmina D64 de 0,2mm de
espessura, e divide a amostra em duas partes, sendo uma armazenada e a outra
virará uma amostra histológica. A lâmina de corte deve ser bem conservada e só
utilizada com fio de corte bom, pois se ele estiver danificado irá deixar a superfície
cada vez mais irregular. A parte selecionada irá para o sistema Exakt de polimento
(Apparatebau GmbH & Norderstedt, Germany) para sua superfície ser nivelada,
polida e livre de riscos superficiais, por discos de lixa de 1000, 1200 e 2500 de
granulação; a velocidade do eixo horizontal e do prato giratório contendo as lixas
não deve exceder 65% de sua velocidade. Dessa forma, a primeira face da lâmina
histológica está polida e pronta para ser colada na lâmina de plástico laboratorial de
tamanho pequeno (25x75x1,0mm). Por conseguinte, a amostra colada nas duas
lâminas de plástico (uma pequena e a outra grande) volta para o sistema Exakt de
corte com lâmina a 0,2mm para realizar outro corte variando entre 150 a 300µm de
espessura, separando essa amostra em duas. Assim, a lâmina contendo a face já
polida voltará ao sistema Exakt de polimento e polido com a mesma sequência de
lixas. Até haver um desgaste gradual da amostra chegando entre 20 µm a 10 µm de
espessura, medido no espessímetro, eliminando todos os riscos superficiais. Dessa
Material e Métodos 101
forma, a amostra da lâmina histológica estará pronta para receber sua coloração ou
passar por alguma análise microscópica anterior ao processo de coloração (Figura
18, 19 e 20).
Figura 18 – Sistema Exakt; a) de corte; b) de polimento/politriz
Figura 19 – Material do Sistema Exakt; a) lâmina de 0,2mm de espessura; b) lixas de granulações 1000, 1200 e 2500
Figura 20 – Plano de corte: primeiro corte
4.5 OBTENÇÃO DE IMAGENS PARA DETECÇÃO DE FLUOROCRÔMO
Com a administração do marcador ósseo de calceína injetado nos animais
durante o 5º e 12º dia do pós-operatório uma análise da fluorescência foi realizada.
102 Material e Métodos
As fotos para essa análise foram obtidas no microscópio Leica DM IRBE (Leica
Microsystems, Heidelberg, Germany) em objetiva de 10x, não abrangendo todo o
implante de uma só vez, no software LAS AF de aquisição de imagens, usando a
mesma exposição para detectar a fluorescência para calceína das 90 amostras
histológicas. Nas fotos feitas pelo microscópio pode-se verificar a detecção do
fluorocromo de calceína, em verde e o implante. A coloração verde menos intensa
equivale ao osso já existente, já a coloração em verde claro intenso significa o osso
neoformado entre o 5º e 15º dias (Figuras 22 e 23).
Figura 21 – Preparo da amostra, lâmina histológica; a)amostra logo após polimerização; b) nivelamento do implante com a lâmina; c) primeiro corte no sistema de corte Exakt; d) divisão da amostra em duas partes; e) primeira face polida; f) segundo corte no sistema de corte Exakt; g) superfície polida e medindo entre 20 a 10µm
Material e Métodos 103
A fluorescência monitora a formação de osso novo, formado a partir do dia de
sua primeira administração e segunda dose, seguido de outros marcadores ósseos.
Há 3 diferentes marcadores ósseos usados em diferentes tempos de formação
óssea, como por exemplo, tetraciclina (FLUKA, 200 mg/ml, 20 mg/kg IM), alizarina
(Shanghai Sangon Biological Engineering Company, 30 mg/ml, 30 mg/kg IM) e
calceína verde (Shanghai Sangon Biological Engineering Company, 25 mg/ml, 5
mg/kg IM). Neste trabalho, somente usamos a calceína verde, devido ao período de
osseointegração ser de 15 dias, sendo os outros marcadores utilizados após esse
período.
Fonte: Leica.com
Figura 22 - Fluorescência: microscópio Leica DM IRBE
Figura 23 - Fluorescência; a) imagem com detecção do fluorocromo verde – calceína; b) imagem com demarcação do implante (em amarelo); c) imagem com demarcação de osso neoformado em verde claro intenso (demarcação em amarelo)
104 Material e Métodos
4.6 COLORAÇÃO DAS AMOSTRAS
As amostras passam por um processo de aplicação de corante, para corar as
estruturas contidas nas amostras, a fim de distinguir as estruturas já existentes das
novas formações. Nesta pesquisa, foi utilizado o corante de fucsina ácida (cor
vermelha).
O processo de coloração consiste no uso de água oxigenada 10v, metanol a
20%, fucsina ácida por 10 minutos e água destilada. Verificando em microscópio
óptico, se a coloração está forte ou fraca, pode-se remover ou reaplicar o corante.
Seguido de aplicação da lamínula.
4.7 OBTENÇÃO DAS IMAGENS HISTOLÓGICAS E ANÁLISE
HISTOMORFOMÉTRICA
Através do uso do microscópio óptico Olympus BX 50 (Olympus - Latin
America Inc) com objetivas de 2x, 4x, 10x, 20x e 100x com uma câmera digital
acoplada sobre o microscópio e uso do software de captura de imagens (DP
Manager) as imagens dos implantes foram obtidas (Figura 24).
A análise histomorfométrica é uma análise quantitativa, que mede a
proporção de contato existente entre o osso e o implante de modo linear (bone to
implant contact - BIC) e a área óssea da superfície (bone area – BA), medindo a
quantidade de osso novo formado. A análise histomorfométrica mede, compara e
analisa a resposta do tecido ósseo circundante, tanto de osso neoformado quanto de
outro tecido presente ao redor ou em contato com o implante (Figura 25), havendo a
produção de dados que serão aplicáveis em pesquisas e na área clínica (VON
WILMOWSKY et al., 2014; OU et al., 2015).
Com o auxílio de um programador de imagens (Adobe Photoshop CS4-
Incorporated,USA) as imagens parciais tiradas nos microscópios óptico e de
fluorescência, cujas objetivas não comportaram todo o tamanho da amostra, foram
unidas com o intuito de ter uma imagem mais nítida do total do implante.
Medições no analisador de imagens ImageJ (Wayne Rasband, National
Instituites of Health, USA, http://rbs.info.nih.gov/ij/) de domínio público, foram feitas
por um único avaliador, por duas vezes, com intervalo de 15 dias entre elas,
Material e Métodos 105
achando uma média para cada uma das 90 amostras histológicas dos 6 grupos, a
fim de comparar os resultados e saber se houve alguma diferença significativa entre
elas. As mensurações são feitas primeiramente em milímetros e logo após todas as
aferições são passadas para porcentagem, sendo todas as medidas registradas
lâmina por lâmina no programa Word Excel. As imagens obtidas no microscópio com
detecção de fluorescência, também passaram pelo mesmo programa de imagens
ImageJ, com o objetivo de obter a área óssea em porcentagem de osso neoformado.
O BIC, em porcentagem, é o contato direto existente entre o osso e o
implante. Seu padrão de aferição pode ser determinado através da razão entre o
contato do osso com o comprimento total do implante ou de 3 melhores roscas
seguidas. Esse valor pode ser influenciado pela qualidade óssea e o comprimento
do implante (BARFEIE et al., 2015; OU et al., 2015; DOHAN EHRENFEST et al.,
2010). A escolha desta pesquisa foi pelas 3 melhores roscas a partir do primeiro
contato ósseo, mas somente da região cervical dos implantes (Figura 26). A
medição da área de osso neoformado (BA), manteve a mesma área selecionada do
BIC, inclusive na imagem de fluorescência (BA fluo).
Para mensurar a área de osso neoformado (BA e BA fluo), um padrão de área
na imagem das 3 primeiras roscas com contato ósseo selecionadas de cada
implante, foi realizado, conferindo altura e comprimento semelhantes para todas as
amostras. A área total com implantes e osso foi mensurada e depois foi subtraída do
valor a área do implante, a fim de verificar a quantidade referente ao osso
neoformado e ao osso antes presente naquela região, calculando a área em
porcentagem (Figuras 27 e 28).
Figura 24 – Obtenção das imagens histológicas; a) microscópio óptico e câmera digital acoplada com software DP Manager de captura de imagem; b) microscópio óptico Olympus BX 50 com objetivas de 2x, 4x, 10x, 20x e 100x
106 Material e Métodos
Fonte: Modificado de OU et al., 2015
Figura 25 – Ilustração da análise histomorfométrica somente de uma das roscas para BIC e BA. Sendo BIC representado entre o contato implante osso em linha verde e o osso neoformado em cinza claro; e, a linha vermelha a extensão total do implante. BA representado pelo osso neoformado (em cinza claro)
Figura 26 - Obtenção das imagens histológicas com Image J – Medição do BIC; a) transformando as medições do programa para milímetros; b) remoção de qualquer medida padrão; c) mensuração da extensão linear do implante; d) mensuração de todas as medidas de contato osso-implante de modo linear
Material e Métodos 107
Figura 27 - Obtenção das imagens histológicas Image J – Medição do BA; a) mensuração da área total; b) mensuração da área óssea total; c e d) mensuração da área óssea de osso já existente e neoformado
Figura 28 - Obtenção das imagens histológicas Image J - Medição do BA fluo; a) área total; b) mensuração de área óssea neoformada; c) mensuração da área final de BA fluo
108 Material e Métodos
4.8 ANÁLISE ESTATÍSTICA
Neste estudo utilizou-se para a análise dos dados, o programa estatístico
STATISTICA 10.0 (StatSoft Inc., Tulsa, EUA). Para análise dos dados estatísticos,
utilizou-se a análise de variância a dois critérios, usada em comparações acima de 2
grupos ou múltiplas, seguido do teste de Tukey, o qual compara grupo a grupo,
sendo exemplificado através de letras maiúsculas e minúsculas, adotando o nível de
significância de 5% (p<0,05).
5 RESULTADOS
Resultados 111
5 RESULTADOS
Durante todo o processo pré-cirúrgico nenhuma intercorrência com os animais
foi observada. Os procedimentos cirúrgicos ocorreram conforme planejado, no
momento da instalação dos implantes, observamos que alguns implantes ficaram
supra-ósseos e outra infra-ósseos, porém a maioria ficou no nível proposto (nível
ósseo) (Figura 29- a), mas durante a instalação dos implantes um não obteve
estabilidade primária na sua inserção (coelho 7), outra intercorrência foi à fratura na
área entre os implantes de modo contínuo em duas tíbias (nos coelhos 1 e 9) (Figura
29- b). No pós-operatório de 15 dias, observamos deiscências de suturas em quatro
patas (dos coelhos 2, 11 e 13) sendo refeitas essas suturas assim que detectadas e
analisadas. Ainda no pós-cirúrgico, o coelho 1 apresentou uma fratura exposta na
região inferior da tíbia distante da região dos implantes, essa fratura foi reduzida e
houve a imobilização da pata.
Figura 29 - Intercorrências; a) nível dos implantes; b) fratura na área entre os implantes
Durante o processo histológico das amostras, foi observado que alguns
implantes possuíam sua inserção bicortical, ou seja, a cervical do implante e sua
apical inserida em cortical; e outros com inserção da cervical em cortical e sua apical
na medular, desse modo, houve formação óssea em região cervical e apical, ou
somente na região cervical, respectivamente. Isto pode ter ocorrido na hora da
instalação, pois alguns implantes poderiam ser maiores em relação à tíbia do coelho,
a qual varia de tamanho e espessura. Outra observação importante é o design das
roscas dos implantes, devido ao material e macrogeometria distintos, suas
conformações de rosca apresentaram diferença entre os grupos de titânio grau IV e
V (Figura 30).
112 Resultados
Figura 30 – Inserção dos implantes; a) inserção em uma cortical (cervical); b) inserção bicortical. Observar a diferença do design de rosca dos dois tipos de implantes (objetiva de 2x)
5.1 ANÁLISE HISTOLÓGICA E DA FLUORESCÊNCIA
O osso da tíbia dos coelhos se caracteriza por apresentar uma fina camada
de osso cortical, seguido de uma ampla área medular gordurosa. A sua cortical é
formada por osso compacto contendo sistemas de Havers, os quais possuem canal
de Havers centralizado, canalículos, lacunas com osteócitos, formações lamelares
concêntricas e circunferenciais. Em corte longitudinal, os canais de Havers se
apresentam como tubos cortados paralelamente ao seu eixo e rodeados de
lamínulas ósseas, observando-se osteócitos e canalículos ósseos; em corte
transversal os canais apresentam-se como orifícios pequenos e arredondados,
seguido da presença de lamínulas e canalículos ósseos (Figura 31).
Com a instalação dos implantes e após o período de osseointegração, é
possível observar o osso neoformado, próximo a cortical, ao longo da superfície dos
implantes. Na figura 32 e 33, podemos observar o osso neoformado, por ser imaturo
e desorganizado, é bem diferente do osso compacto já presente anteriormente, com
coloração menos intensa; há grande presença de osteócitos, fibras colágenas e
Resultados 113
áreas trabeculares com presença da medular. Sua medular, por não haver material
para osseointegração, não alterou sua característica.
Foram observadas algumas intercorrências em algumas amostras, como área
de necrose, osseointegração baixa e posicionamento do implante mais para região
medular. Porém, essas intercorrências histológicas não alteraram o resultado da
pesquisa.
Na interpretação das lâminas, pode-se verificar a presença de osso imaturo a
partir da cortical e em contato direto com o implante, bem como na superfície acima
e abaixo da cortical, em região cervical dos implantes e em todos os grupos. Esse
tecido imaturo, ora com trabeculado espesso, ora com trabeculado não tão espesso,
apresenta-se entre a cortical óssea madura e o implante, caracterizando sua área e
o contato direto osso-implante. O tecido ósseo imaturo está caracterizado pela
presença de fibras colágenas não organizadas e a vasta presença de osteócitos.
Pode-se observar também, em todas as amostras, a presença do tecido cortical
maduro (presente anteriormente à cirurgia) próximo à superfície do implante,
contendo características de superfície integra e em raras ocasiões como tecido
irregular (característico de provável reabsorção). Todas essas características podem
ser observadas nas figuras 34 a 39.
Em algumas amostras, percebeu-se que o osso cortical maduro apresentava-
se mais infiltrado para a medular do que em outras, assim havendo contato maior
em algumas superfícies de implantes de todos os grupos. Porém, em nenhuma
ocasião, verificou-se a extensão de osso neoformado em toda a superfície do
implante (cervical a apical) devido sua grande quantidade de osso medular, isto é,
nas partes centrais do implante não houve osseointegração. Deste modo, pode-se
afirmar que houve osseointegração em grande área linear (BIC) das 3 roscas
avaliadas de cada amostra com presença de osso imaturo entre roscas (BA).
Foram observadas áreas de necrose em duas lâminas de grupos distintos e
em outra de outro grupo teve sua osseointegração considerada baixo somente
quanto ao BIC, devido o posicionamento do implante mais para medular, porém
durante a análise estatística, o desvio padrão (Tabela 8) de todos os grupos
contendo todas as amostras foi parecido entre eles, não necessitando remover
qualquer lâmina dos grupos para análise estatística.
Resultados 115
Figura 31 – Histológico do osso da tíbia do coelho em: a) corte transversal; b) corte longitudinal. Em ambas é possível observar a presença de osso cortical (C) e medular (M); canal de Havers e osteócitos com formações lamelares (indicados pela seta azul). As figuras ‘a’ e’b’ em objetiva 2x, e suas ampliações em 10x e 20x
Analisando as imagens quanto à fluorescência, a área óssea neoformada foi
evidenciada em coloração verde claro intenso tanto em áreas entre as roscas quanto
a área óssea ao redor do implante, devido ao uso do marcador calceína. As áreas
em verde são detectadas, pois são regiões de precipitação de cálcio marcadas por
fluorocromo entre o período do 5º ao 15º dias de mineralização do tecido ósseo.
Observa-se também, osso recém-formado em torno do osso maduro já
existente.
Figura 32 – Histológico do osso da tíbia do coelho após 15 dias de osseointegração, com presença de osso maduro (OM) e osso imaturo (OI), em objetivas de 2x e 10x
Resultados 117
Figura 33 - Histológico após 15 dias de osseointegração, com cortical contendo osso maduro (OM) e osso imaturo (OI) acima e abaixo do osso cortical maduro. Presença de osso imaturo a partir da cortical e em contato direto com o implante, em objetivas de 2x e 10x
Figura 34– Grupo 1 - Histológico titânio grau IV superfície NP (objetivas de 2x,20x e 40x ). Presença de osso imaturo a partir da cortical e em contato direto com o implante na região cervical e apical. A área entre roscas contém grande quantidade de osso imaturo. Tecido cortical maduro com superfície integra
Resultados 119
Figura 35 – Grupo 2 - Histológico titânio grau IV superfície ESm (objetivas de 2x,20x e 40x). Observa-se o osso imaturo próximo a cortical óssea madura e em contato direto com o implante na região cervical e apical, assim como boa presença de osso neoformado na área entre roscas. Tecido ósseo com presença de osteócitos em grande quantidade e fibras colágenas
Figura 36 – Grupo 3 - Histológico titânio grau IV superfície ESs (objetivas de 2x,20x e 40x). Pode-se observar o osso imaturo em contato direto com o implante na região cervical e apical; apresentando boa quantidade óssea na área entre roscas. Tecido ósseo imaturo na região abaixo do osso maduro, cujo padrão se encontra irregular.
Resultados 121
Figura 37 – Grupo 4 - Histológico titânio grau V superfície NP (objetivas de 2x,20x e 40x). Observa-se o osso imaturo próximo a cortical óssea madura e em contato direto com o implante na região cervical. Tecido ósseo imaturo com crescimento em direção de osso-implante, implante-osso, com presença vasta de osteócitos
Figura 38 – Grupo 5 – Histológico titânio grau V superfície ESm (objetivas de 2x,20x e 40x). Observa-se o osso imaturo entre a cortical madura e em contato direto com o implante na região cervical e apical e grande área entre roscas. A coloração da fucsina ácida se apresenta em tons distintos entre osso cortical imaturo e maduro
Resultados 123
Figura 39 – Grupo 6 - Histológico titânio grau V superfície ESs (objetivas de 2x,20x e 40x). O osso imaturo está presente nas regiões apical e cervical do implante. Havendo intimo contato com a superfície do implante e boa área entre roscas. Observa-se o tecido cortical maduro com superfície integra
Figura 40 – Fluorescência – Região da BAfluo de todos os grupos; a) grupo 1; b) grupo 2; c) grupo 3; d) grupo 4; e) grupo 5; f) grupo 6 (objetiva de 5x)
Resultados 125
5.2 ANÁLISE DO BIC, BA E BA fluo
Todos os seis grupos foram analisados conforme histomorfometria, tabulados
e passaram pelos testes estatísticos de análise de variância a dois critérios seguido
do teste de Tukey, com nível de significância de 5% (p<0,05).
Na tabela 8, há os valores da média e desvio padrão, em porcentagem, do
BIC (contato osso implante), BA (área óssea) e BA fluo (área óssea em relação à
fluorescência).
Tabela 8 – Resultado em porcentagem, da média e desvio padrão, dos 6 grupos amostrais de BIC, BA e BA fluo
TITÂNIO
SUPERFÍCIE
Bic % Mean
Bic % Std.Dev.
BA% Mean
BA % Std.Dev.
BA fluo % Mean
BA fluo % Std.Dev.
T-4 NP 56,53 24,45 49,72 12,24 44,72 18,57
T-4 Esm 70,94 17,23 61,48 19,47 60,09 17,80
T-4 Ess 60,23 17,68 61,01 14,33 60,52 12,37
T-5 NP 50,63 22,21 50,82 12,59 46,29 18,28
T-5 Esm 64,42 17,02 61,09 17,56 61,77 17,79
T-5 Ess 61,62 19,23 60,89 20,40 59,60 21,07
*Mean: média; Std.Dev: desvio padrão
5.2.1 Análise do contato osso-implante (BIC)
O BIC% foi medido através do comprimento da região de contato osso-
implante existente, sobre o comprimento total das 3 primeiras roscas do implante
com presença de osso.
Após a obtenção de todas as medições histomorfométricas de BIC% dos 6
grupos, avaliou-se que houve diferença estatisticamente significante entre os tipos
de superfície (p<0.05) - p=0.026; que não há diferença entre os tipos de titânio
126 Resultados
(p>0.05) - p=0.382; e não houve interação entre titânio e superfície (p>0.05) -
p=0.629.
Os valores médios de BIC% foram de 56,5% no grupo T4 NP; 50,6% para T5
NP; 60,2% no T4 ESs; 61,6% para T5 ESs; 70,9% no grupo T4 ESm; e, 64,4% para
o grupo T5 ESm. Quanto ao desvio padrão, estão todos mesma faixa de resultados.
No teste de Tukey, seu resultado é dado por letras maiúsculas ou minúsculas, nesse
caso, as letras maiúsculas se referem ao titânio, já as letras minúsculas as
superfícies; letras iguais, não diferem significativamente entre si, mas letras distintas
diferem.
Com base em todos os resultados, quanto ao BIC, ESm teve melhor
desempenho em relação ao NP, que por sua vez foi semelhante ao ESs,
independente do tipo de titânio, pois não há diferença entre eles (Tabela 9).
Tabela 9– Valores da média e desvio padrão de BIC%, dos 6 grupos, quanto a análise de variância a dois critérios seguido do teste de Tukey
TITÂNIO SUPERFÍCIE BIC % BIC%
Mean Std.Dev.
T-4 NP 56,53 24,45 A a
T-4 Esm 70,95 17,23 A b
T-4 Ess 60,24 17,68 A ab
T-5 NP 50,64 22,21 A a
T-5 Esm 64,43 17,02 A b
T-5 Ess 61,63 19,24 A ab
5.2.2 Análise da área óssea (BA)
A BA% foi medida através de um padrão pré-determinado de área das
mesmas 3 roscas selecionadas para o BIC.
Quanto ao BA%, dos seis grupos, verificou-se que houve diferença
estatisticamente significante entre os tipos de superfície (p<0.05) - p=0.015. Mas não
há diferença entre os tipos de titânio (p>0.05) - p=0.954; e, não houve interação
entre titânio e superfície (p>0.05) - p=0.982.
Resultados 127
Os valores médios de BA% foram de 49,7% no grupo T4 NP; 50,8% para T5
NP; 61% no T4 ESs; 60,9% para T5 ESs; 61,4% no grupo T4 ESm; e, 61% para o
grupo T5 ESm. Quanto ao desvio padrão, estão em torno da mesma faixa de
resultados. No teste de Tukey, as letras maiúsculas se referem ao titânio, já as letras
minúsculas as superfícies; letras iguais, não diferem significativamente entre si, mas
letras distintas diferem.
Com base em todos os resultados, quanto ao BA%, a superfície controle NP
teve menor desempenho em relação à superfície ESs; este obteve semelhante
desempenho à ESm, independente do tipo de titânio (Tabela 10).
Tabela 10 – Valores da média e desvio padrão de BA%, dos 6 grupos, quanto a análise de variância a dois critérios seguido do teste de Tukey
TITÂNIO SUPERFÍCIE BA % BA %
Mean Std.Dev.
T-4 NP 49,72 12,24 A b
T-4 Esm 61,48 19,47 A a
T-4 Ess 61,01 14,33 A a
T-5 NP 50,82 12,59 A b
T-5 Esm 61,09 17,56 A a
T-5 Ess 60,89 20,40 A a
5.2.3 Análise da área óssea com fluorescência (BA fluo)
A BA fluo% foi medida através de um padrão pré-determinado de área das
mesmas 3 roscas selecionadas para o BIC.
Quanto ao BA fluo%, com base nas imagens com fluorescência, foi realizada
a análise da área óssea em porcentagem. Houve diferença estatisticamente
significante entre os tipos de superfície (p<0.05) - p=0.014; não havendo diferença
entre os tipos de titânio (p>0.05) - p=0.837 e nem interação entre titânio e superfície
(p>0.05) - p=0.950.
Os valores médios de BA fluo% foram de 44,7% no grupo T4 NP; 46,3% para
T5 NP; 60,5% no T4 ESs; 59,6% para T5 ESs; 60% no grupo T4 ESm; e, 61,7%
para o grupo T5 ESm. O desvio padrão gira em torno da mesma faixa de resultados
128 Resultados
entre si. No teste de Tukey, as letras maiúsculas conferem ao titânio e as minúsculas
as superfícies; as letras iguais, não diferem significativamente entre si, porém as
letras distintas diferem.
Com base em todos os resultados, quanto ao BA fluo%, superfície controle
NP teve menor desempenho em relação à ESs, que obteve semelhante
comportamento à ESm, independente do tipo de titânio (Tabela 11).
Tabela 11– Valores da média e desvio padrão de BA fluo %, dos 6 grupos, quanto a análise de variância a dois critérios seguido do teste de Tukey
TITÂNIO SUPERFÍCIE BAfluo % BAfluo %
Mean Std.Dev.
T-4 NP 44,72 18,57 A b
T-4 Esm 60,09 17,80 A a
T-4 Ess 60,52 12,37 A a
T-5 NP 46,29 18,28 A b
T-5 Esm 61,77 17,79 A a
T-5 Ess 59,60 21,07 A a
Os resultados finais mostraram que não houve diferença estatisticamente
significante entre os dois tipos de titânio, porém houve diferença estatisticamente
significante entre os tipos de superfície em relação ao BIC, BA e BA fluo. Tendo o
BIC apresentado resultados médios semelhantes as da área (BA e BA fluo).
Resultados 129
Gráfico 1– Gráfico da média dos resultados dos seis grupos de BIC, BA e BA fluo, em porcentagem, para cada grau de titânio e superfícies
Figura 41 – Comparação entre amostras histológicas de tíbias de coelhos em implantes titânio grau IV e V, com diferentes tipos de superfície após 14 dias de osseointegração (objetiva de 2x). Na imagem histológica grau V ESm, verifica-se maior área de osso devido a anatomia distinta desse coelho na área instalada
Resultados 131
Figura 42 - Comparação entre amostras histológicas de tíbias de coelhos em implantes de titânio grau IV e V, com diferentes tipos de superfície, somente em uma rosca de cada grau de titânio com suas superfícies
Figura 43 - Comparação entre amostras histológicas de tíbias de coelhos em implante titânio grau IV e V, com diferentes tipos de superfície, somente em uma rosca de cada grau de titânio com suas superfícies com presença de fluorocromo calceína
6 DISCUSSÃO
Discussão 135
6 DISCUSSÃO
6.1 JUSTIFICATIVAS DA METODOLOGIA
6.1.1 Pesquisa em animais
A utilização de animais em pesquisas e ensino gera muitas controvérsias no
âmbito social e na comunidade científica. Com o crescente movimento ativista, há
questionamentos sobre como a ciência utiliza-se dos animais como modelo de
pesquisa e ensino. No Brasil, até então, se faz necessária à pesquisa com animais,
visto que ainda se transpõe a construção de modelos alternativos, situação já
estabelecida em países europeus, por exemplo.
A Lei n. 11.794/2008 (Lei Arouca) veio para regulamentar à criação e uso de
animais no ensino e na pesquisa científica no território brasileiro. Com o objetivo de
prezar pelo bem estar do animal, as pesquisas só são liberadas caso se enquadre
em: pesquisa de ciências básicas e aplicadas, desenvolvimento tecnológico,
produção e controle da qualidade de drogas, medicamentos, alimentos,
imunobiológicos e instrumentos, ou quaisquer outros testados em animais. Também
é restrito o uso de animais em atividades de ensino nos estabelecimentos de ensino
superior e de ensino técnico de nível médio da área biomédica. Ademais, são ditos
como experimentos, os procedimentos realizados em animais vivos para
esclarecimento de fenômenos patológicos ou fisiológicos, mediante técnicas
específicas já estabelecidas; e dito como morte por meio humanitário, aquela cuja
seja sem o mínimo de sofrimento físico ou mental.
A lei Arouca criou o Conselho Nacional de Controle de Experimentação
Animal (CONCEA), relacionada ao Ministério da Ciência e Tecnologia, que
normatiza o uso de animais em ensino e pesquisa científica, de modo humanitário,
no que compete ao controle das instituições que criam, mantêm e/ou utilizam
animais para ensino e pesquisa científica no Brasil, além de avaliar e monitorar a
iniciação de técnicas alternativas que substituam o uso de animais. A Comissão de
Ética do Uso de Animais (CEUA) de cada instituição é credenciada no CONCEA,
136 Discussão
para poder aprovar os protocolos de pesquisa da instituição; os quais serão
remetidos ao CONCEA (Arts.1 ao 27 da lei retromencionada).
A Rede Nacional de Métodos Alternativos ao uso de animais (RENAMA) foi
criada em 2012 pelo Ministério da Ciência, Tecnologia e Inovação, para implantar
métodos alternativos ao uso de animais em pesquisas, validar e desenvolver novos
métodos de pesquisa no país; sua criação remete ao princípio dos 3Rs
(Replacement, Redution and Refinement), visto em países europeus, para melhorar
o desenho, a análise e o manuscrito de pesquisas em animais, expandindo as
informações e diminuindo os estudos desnecessários (RENAMA, 2016; NC3RS,
2016).
A Anvisa (Agência Nacional de Vigilância Sanitária) aprovou em agosto de
2015, uma norma propondo o uso de testes alternativos ao uso de animais. A
norma visa buscar um dos 17 métodos alternativos ao uso de animais já aprovados
pelo Concea. Os métodos alternativos são aqueles em que eliminam o uso de
animais, reduzem a necessidade do seu uso ou reduzem a necessidade de alguma
intervenção no animal. Os testes em animais que não possuírem método alternativo
até o momento, continuarão sendo realizados até uma alternativa ser proposta. É
importante saber, que existe o projeto de lei PL 1798/2015 em tramitação na câmara
dos deputados, a qual discutirá a proibição do uso de animais não-humanos vivos
nos estabelecimentos de ensino público e privado em todo o Território Nacional.
A confiabilidade do estudo em animais se dá quando há informações de
qualidade, planejamento e execução do projeto de maneira correta, desde a
aquisição da espécie ao tamanho amostral, cada etapa experimental se torna
fundamental, baseado nos princípios éticos e científicos. Tudo dentro da ética, sem
maus tratos.
6.1.2 Animais e procedimentos cirúrgicos
A confiabilidade do estudo foi confirmada através da aprovação do Comitê de
Ética e Pesquisa em Animais da FOB/USP com o processo de número 033/2011.
Foi realizado em coelhos New Zealand e seguiu as metodologias de seleção dos
animais e procedimentos cirúrgicos encontradas nos estudos mais citados e
renomados de implantes com esses animais (SOARES et al., 2015; SARTORETTO
et al., 2015; CALVO-GUIRADO et al., 2014; HERRERO-GLIMENT et al., 2013;
Discussão 137
MATHIEU et al., 2012; PALMQUIST et al., 2009; STENPORT et al., 2008; PARK,
JANG, SUH, 2008, ELIAS et al., 2008; CORDIOLI et al., 2000; KLOKKEVOLD et
al.,1997; JOHANSSON et al.,1998).
A escolha da espécie animal é pontual, pois a partir do animal escolhido
poderão ser verificadas algumas reações semelhantes as que podem vir a acontecer
nos homens. Cada animal e local do corpo são apropriados para realizações de
determinadas pesquisas específicas, como testes de biocompatibilidade, reações,
osseointegração, entre outras (WILMOWSKY et al., 2013).
Os coelhos são considerados um modelo biológico de reparo ósseo, pois
possuem semelhanças na fisiologia e metabolismo do tecido ósseo com o de
humanos, mesmo havendo algumas limitações. Sua estrutura óssea cortical é
parecida com a dos humanos, com reparação óssea semelhante. Na análise óssea
cortical, pode-se observar a presença de Canais de Harves, os quais possuem o
objetivo de transportar o aporte sanguíneo do periósteo para a cortical, presença de
osteoblastos, osteoclastos e osteócitos. A tíbia possui osso cortical de boa qualidade
e osso medular bem amplo. Seu processo de osseointegração da cortical é
ligeiramente mais acelerado que dos humanos (WILMOWSKY et al., 2013), mas há
possibilidades dessa remodelação ser descaracterizada formando um osso diferente
do pré-determinado (LE GUEHENNEC et al., 2007). Uma consideração analisada e
vista como desvantagem, na utilização do coelho em pesquisas é a diferença de
tamanho entre a anatomia óssea do animal e entre humanos (WILMOWSKY et al.,
2013). Segundo Calvo-Guirado et al., 2014, quando é utilizado o coelho como
modelo animal, normalmente as duas primeiras roscas ficam em contato com a
porção cortical e o restante do implante posicionado intramedular.
Segundo Wilmowsky et al, 2013 o coelho New Zealand é de fácil manipulação
devido ao seu tamanho, custo não elevado de manutenção, boa adaptação ao
ambiente determinado para pesquisa e atinge a maturidade esquelética logo depois
da maturidade sexual, em meados dos 6 meses de idade. Após a obtenção da
maturidade esquelética, este animal fica disponível para pesquisas ósseas, pois o
osso atinge a capacidade de regeneração de maneira segura.
A pesquisa foi realizada em coelhos com peso médio de 4,5kg, tendo de 9 a
12 meses de idade, peso e idade sugeridos em pesquisas publicadas (SOARES et
al., 2015; SARTORETTO et al., 2015; CALVO-GUIRADO et al., 2014; HERRERO-
GLIMENT et al., 2013; STENPORT et al., 2008; JOHANSSON et al.,1998), seguindo
138 Discussão
um padrão de saúde geral dos animais, dito como boa e livre de qualquer
enfermidade sistêmica, supervisionada por um médico veterinário.
Segundo Johansson et al., 1998, antes de iniciar os procedimentos cirúrgicos
e a administração de qualquer medicação ou anestésico, é de extrema importância a
realização de uma ficha controle de cada animal, com seu peso e a quantidade de
anestésico que cada um deve receber, a fim de atingir um estágio de conforto para
este animal durante todas as etapas dos procedimentos cirúrgicos.
Quanto à questão dos procedimentos pré-cirúrgicos, a recomendação foi
deixar os animais na noite anterior ao procedimento cirúrgico, submetidos ao jejum,
visto que com o estômago vazio durante todo o processo cirúrgico, não haveria
aspiração pulmonar do conteúdo gástrico. A administração do pré-anestésico causa
analgesia, anestesia e perda da consciência. Esse pré-anestésico (cloridrato de
xilazina) foi associado a outro anestésico, o cloridrato de ketamina, de maneira
endovenosa ou intramuscular, produzindo uma anestesia dissociativa e cataléptica;
o que entra em conformação com as pesquisas de Park, Jang, Suh (2008); Herrero-
Climent et al., 2013; Sartoretto et al., 2015; Soares et al., 2015, sendo apropriado a
animais de pequeno porte. Porém, em outras pesquisas como de Stenport et al.,
2008 e Johansson et al.,1998 o fentanil (opióde) foi utilizado como potente
analgésico narcótico de curta e rápida duração, associado a fluanisona (Hypnorm
Veterinary, Janssen Farmaceutica, Beerse/ Belgium) de modo intravenoso, de efeito
sedativo além do uso do diazepam (Valium, Roche, Basel/ France) como ansiolítico.
Segundo Guedel A., 1951, conforme sua classificação anestésica, o estágio que
inicia o momento cirúrgico é descrito pelo início da respiração automática e o cessar
dos movimentos do globo ocular, sem reflexos palpebrais e nem os reflexos da
deglutição, ocorre diminuição da frequência respiratória e cardíaca, porém o animal
está em um estágio de conforto.
Durante o procedimento operatório, uma anestesia local com cloridrato de
lidocaína foi administrada, foram injetados antibióticos e antiinflamatórios
imediatamente após a cirurgia, seguido de outras doses; em conformação com
estudos de Park, Jang, Suh, 2008; Sartoretto et al., 2015; Soares et al., 2015.
Segundo Stenport et al., 2008, em um estudo as amostras devem ser
aleatorizadas para não haver o mesmo posicionamento em sítios. Neste estudo, os
implantes foram aleatorizados e não tiveram o mesmo posicionamento nas tíbias,
pois as tíbias dos coelhos podem ser divididas em parte mesial, medial e distal,
Discussão 139
podendo haver diferenças não só na espessura do osso cortical inicial, mas também
em geometria total e anatomia, visto que alguns coelhos, mesmo com pesos
semelhantes possuíam uma tíbia mais robusta que o outro. Desse modo, alguns
implantes se estabilizavam somente em uma cortical e outros em cortical dupla,
superior e inferior.
Durante a última fase cirúrgica, para realização da eutanásia e aquisição das
amostras dos implantes osseointegrados, o cloridrato de xilazina e o cloridrato de
ketamina foram administrados, porém em doses que provocassem a overdose, até a
parada respiratória e colapso vasomotor, mesmo procedimento realizado por Park,
Jang, Suh, 2008; Herrero-Climent et al., 2013; Sartoretto et al., 2015; Soares et al.,
2015. Entretanto, Stenport et al.(2008) em estudo com coelhos, a overdose
intravenosa foi realizada com pentobarbitona (100 mg/mL, Apoteksbolaget, Malmö/
Sweden) de 10mL.
6.1.3 Preparação histológica
Com a conclusão das fases cirúrgicas, as amostras coletadas ficam
submersas em formol a 10% até o início dos procedimentos de desidratação das
amostras e inclusão em resina, conforme seus protocolos (SOARES et al., 2015;
PIATELLI et al., 2012; SOBOL et al., 2011).
Para realizar a parte histológica da pesquisa é necessária a utilização de uma
resina que se infiltre em toda a amostra do conjunto osso-implante. Para isso, a
resina deve possuir boas propriedades de infiltração com impregnação dentro das
amostras, com baixa viscosidade e polimerização em baixas temperaturas, além de
ser hidrofóbica após polimerização. A resina acrílica pode ser da marca LR White -
Resin Medium Grade (London Resin Company, Berkshire, UK), utilizada nesta
pesquisa e em pesquisas com animais pelos seguintes autores, Soares et al., 2015;
Sobol et al., 2011; Oliveira et al., 2009. Podendo ser utilizadas outras resinas com
propriedades semelhantes como a Technovit 7200 (Technovit 7200; Heraeus Kulzer,
Wehrheim, Germany) como foi o casos dos seguintes autores Calvo-Guirado et al.,
2013, e Sartoretto et al., 2015; ou a resina Epox Agar 100.
Para conseguir boas imagens histológicas das amostras é necessário haver
um bom processo de corte e polimento do conjunto osso-implante, originando
imagens limpas e sem sobreposições. Para isso, o sistema de máquinas para
140 Discussão
polimento e corte é necessário. Na Faculdade de Odontologia de Bauru, FOB-USP,
o Sistema Exakt está disponível no Centro Integrado de Pesquisas (CIP I), mesmo
sistema usado por Sartoretto et al., 2015; Stancari, 2015 e 2011. Segundo Soares et
al., 2015, e Sartoretto et al., 2015, a espessura da amostra deve ser de
aproximadamente 20 a 30µm, sem nenhum tipo de sobreposição da imagem (roscas
e osso) quando visto em microscópio. Espessura a qual é dada através da politriz
com uso das lixas de várias granulações (SARTORETTO et al., 2015, SOARES et
al., 2015; CALVO-GUIRADO et al., 2013; SOBOL et al., 2011; OLIVEIRA et al.,
2009; PALMQUIST et al., 2009; STENPORT et al., 2008).
6.2 ANÁLISE DAS MEDIÇÕES
As medições do BIC, BA e BAfluo foram realizadas em cada lâmina somente
nas 3 roscas seguidas com contato ósseo, e em apenas um dos lados do implante.
Após um intervalo de quinze dias as mesmas lâminas foram analisadas novamente
pelo mesmo profissional calibrado e os valores registrados; uma média das duas
medições foi estabelecida para cada lâmina com registros de 2 casas decimais.
Algumas lâminas obtiveram porcentagem média muito baixa, devido a
algumas interferências de osseointegração, posicionamento, entre outras, como já
relatado anteriormente. Porém, quando analisadas juntas a todas as outras
amostras de cada grupo, obtiveram um desvio padrão semelhante, sem a
necessidade de remover qualquer amostra de nenhum grupo.
A histomorfometria compreende as medições do BIC e BA (incluindo BA fluo)
realizadas através de imagens de objetivas de 10x, 20x e 40x (microscópio ótico) e
de objetivas de 5x e 10x em microscópio de fluorescência. Primeiramente, mediu-se
a área linear total das três roscas com contato ósseo; em seguida, foi avaliada e
mensurada a área em contato direto com o osso nessa região, excluindo da
mensuração a área linear sem contato osso-implante. Outra mensuração da
histomorfometria é o BA, em que uma área foi delimitada abrangendo a área entre
roscas dos implantes, de modo a padronizar o método para todas as lâminas,
realizando assim a mensuração da área total e a da área somente com osso
neoformado. O mesmo padrão foi adotado para o BA fluo, analisando o osso
neoformado através da área evidenciada com calceína, formando imagens em
Discussão 141
coloração verde intenso, pois a administração de corantes fluorescentes durante o
pós-operatório, nos animais permite localizar a orientação do osso novo.
Quanto à análise estatística, foi utilizada a análise de variância a dois critérios
e o teste de Tukey, com objetivo de comparar a média, valor de “p” e desvio padrão
de mais de 2 grupo independentes ou dependentes, grupo a grupo, sendo o teste de
Tukey verificado através de letras maiúsculas e minúsculas, adotando o nível de
significância de 5% (p<0,05). O resultado de “p” para o titânio significou que não
houve diferença estatisticamente significante entre os dois tipos de titânio (p>0.05),
porém para as diferentes superfícies, houve diferença estatisticamente significante
entre elas (p<0.05), também não houve interação entre titânio e superfície (p>0.05).
Os valores médios de BIC% para o titânio grau IV foram de 56,5% NP; 60,2%
ESs e 70,9% ESm; para titânio grau V foram 50,6% NP; 61,6% ESs e 64,4% para
ESm. Os valores médios de BA% foram para o grau IV de 49,7% NP; 61% ESs;
61,4% ESm; e, para titânio grau V e 50,8% NP; 60,9% ESs; 61% ESm. Os valores
médios de BA fluo% para titânio grau IV foram de 44,7% NP; 60,5% ESs; 60% ESm;
e para titânio grau V, 46,3% NP; 59,6% ESs, e 61,7% ESm.
Dessa forma, as mensurações foram satisfatórias e estão dentro dos padrões
de confiabilidade. Segundo Albrektsson, 2008, relatou que o valor maior que 50% de
tecido ósseo em contato com a superfície do implante, evidencia que a
osseointegração foi bem sucedida.
6.3 ANÁLISE DOS RESULTADOS
Quando falamos em implantes dentários o biomaterial mais utilizado para sua
confecção é o titânio, que é classificado em TiCp e liga de Ti6Al4V, ambos capazes
de osseointegrar de modo satisfatório, se associados a implantes curtos e estreitos,
a fim de reabilitar o maior número de casos possíveis em regiões com menor
quantidade óssea, uma redução da quantidade de titânio ocorrerá, decorrente do
estreitamento do diâmetro do implante, ocasionando falhas mecânicas e biológicas
quando usados em regiões de maior incidência de carga mastigatória; porém, caso
seja usada uma liga como a liga grau V, poderá haver uma redução dessa falha
mecânica, devido implantes com ligas de Ti6Al4V apresentarem boas propriedades
como alta resistência e quando associados a um diâmetro menor preenchem as
142 Discussão
deficiências mecânicas dessa alteração. Já quanto ao tratamento de superfície é
notório, segundo a literatura, que ocorre uma melhora na osseointegração, porém se
essa superfície for acrescida da energia de superfície, molhabilidade, uma
aceleração nesse processo também é visto, resultando em um tempo de tratamento
reduzido ao paciente. Mas esta propriedade de molhabilidade, ou seja, que torna a
superfície hidrofílica, necessita de uma solução isotônica de NaCl; contudo, é
necessário saber se há uma possibilidade de haver a mesma propriedade de
molhabilidade em implantes armazenados em embalagens sem esta solução
isotônica, mas contendo o mesmo tratamento físico-químico específico.
Este estudo demostrou que os implantes de titânio comercialmente puro e a
liga Ti6Al4V possuem respostas biológicas equivalentes, ou seja, possuíram
capacidade de osseointegrar semelhante; quanto ao BIC, a superfície com
molhabilidade e embalada no líquido (ESm) foi melhor que a superfície com
jateamento e condicionamento ácido (NP), sendo a superfície com molhabilidade e
embalada a seco (ESs) semelhante a NP; quanto a BA a superfície ESs foi
semelhante a superfície ESm, sendo que NP teve menor desempenho em relação a
ESs; quanto a BA fluo, a superfície NP teve menor desempenho em relação a
superfície ESs, e ESm semelhante a ESs. Deste modo, com base nesses
resultados, a energia de superfície, com a molhabilidade, melhora o processo de
osseointegração; a superfície NP obteve bons resultados; quanto a ESs, em relação
ao Bic foi semelhante a NP e em relação a área óssea com e sem fluorescência foi
semelhante a ESm. O tipo de titânio não influenciou na osseointegração e também
não houve interação entre o titânio e a superfície.
Em dois estudos anteriores a este, analisando lâminas de alguns grupos
separadamente, Miranda, 2013, analisou a resposta óssea do titânio grau IV e V
com superfície NeoPoros, em implantes curtos e estreitos, através do BIC e BA fluo;
obtendo como resultados a resposta biológica equivalente para os dois tipos de
titânio quanto aos dois tipos de medições. Já Cunha, 2015, em estudo com
implantes hidrofílicos e hidrofóbicos, ambos em titânio grau IV com superfície
jateada seguida de ataque ácido analisou o BIC e BA, obtendo como resultado um
ligeiro aumento da resposta óssea nos implantes hidrofílicos em ambas as
medições.
Discussão 143
Em estudos em que comparavam o TiCp com a liga Ti6Al4V, Johansson et
al., 1998; Stenport et al., 2008; e, Palmquist et al., 2009 relataram que não houve
nenhuma diferença quantitativa entre os implantes TiCp e os de liga grau V em
pesquisas de menos tempo de osseointegração em tíbias de coelhos. O que se
observou, segundo os autores, foi que o tecido ósseo estava em processo de
remodelação, necessitando de mais tempo para que pudessem se tornar um osso
maduro, mesma característica observada em todas as lâminas deste estudo.
Johansson et al., 1992, verificou histomorfometricamente o TiCp e Ti6Al4V,
por 3 meses em tíbias de coelhos, verificando a existência de um osso menos
maduro no titânio grau V do que o encontrado no TiCp; havendo uma diferença
significativa do BIC entre os dois.
Em estudo clássico e muito citado na literatura, Johansson et al., 1998 utilizou
TiCp grau I e de liga de titânio grau V, em tíbias de coelhos, por períodos de
osseointegração de 1, 6 e 12 meses, realizando comparações quantitativas do
torque de remoção e histomorfologicamente, através da avaliação do BIC e da área
entre roscas. Os resultados mostraram que não houve nenhuma diferença
estatisticamente significativa. As quantificações da resposta do tecido ósseo para os
tipos de titânio não mostraram diferenças significativas. Contudo, o grupo de
pesquisadores relatou que o TiCp grau I teve uma porcentagem maior do BIC e do
BA entre roscas em comparação com o grau V. Após um mês o osseointegração, os
tecidos estavam em fase de reorganização, não havendo diferença, mas após 6 e 12
meses a formação óssea foi considerável. Outro estudo muito reconhecido, é o de
Palmquist et al., 2009, que avaliou o TiCp grau I e de liga de titânio grau V, em
implantes curtos e usinados, em tíbias de coelhos, com tempo de osseointegração
de 8 semanas. A avaliação histológica revelou que não houve diferença quantitativa
em relação ao BIC e nem ao BA. Stenport et al., 2008, comparou a osseointegração
de implantes curtos em grau I e grau V, em tíbia de coelhos por 16 semanas, e tanto
a avaliação do torque quanto a avaliação histomorfométrica, não houve nenhuma
diferença entre os titânios.
Elias et al., 2015, verificou que a resistência mecânica do TiCp grau IV
modificado é maior em relação a encontrada em TiCp grau II, grau IV e na liga grau
V. Através da análise de microscopia eletrônica de varredura, o grau IV modificado
após condicionamento ácido apresenta características morfológicas melhores que as
encontradas no TiCp grau II, IV e grau V. A melhoria das propriedades mecânicas do
144 Discussão
TiCp grau IV modificado, pode vir a substituir o grau V e seguramente substituir o
grau IV sem comprometer a resistência à fratura e sem liberar íons tóxicos, com
vantagens de não haver ligas na sua estrutura.
Shemtov-Yona; Rittel (2015), afirmam que o titânio grau V, após o tratamento
de superfície com jateamento, reduz seu limite de resistência em torno de 35 a 40%,
e está associado a concentrações de tensões e defeitos de superfície.
Em estudo de 2008, Allum et al., verificaram o desempenho mecânico de
implantes confeccionados em titânio grau IV e V com diâmetro estreito e design
variado. Relatou que os implantes estreitos tiveram um grande impacto na
capacidade de suportar carga, sendo que em implantes menores de 3mm de
diâmetro deve haver maior atenção na indicação, pois representam risco maior a
fratura na prática clinica, a não ser que se use uma liga de titânio mais resistente; já
os de diâmetro até 3mm apresentaram bom desempenho em suportar carga.
Segundo Shemtov-Yona; Rittel (2015), implantes estreitos sofrem sobre o
efeito da fadiga, por isso um bom design é necessário para garantir a resistência à
fadiga nos implantes dentários. Por isso, é indicado que implantes estreitos sejam
confeccionados a partir de um material com boas propriedades mecânicas e tenham
um bom design, reduzindo as concentrações de tensão e melhorando a qualidade
da espessura das paredes internas dos implantes.
Olate et al., 2010, revela que os implantes curtos tendem a ter maior
probabilidade de falhar do que os implantes de tamanho normal. Fatores como a
estabilidade primária, o protocolo de instalação, bem como a qualidade do osso do
paciente, influenciam na taxa de sucesso de implantes curtos, principalmente na
perda precoce do implante.
Shemtov-Yona; Rittel, 2015, em estudo de revisão, observou que os
implantes de TiCp apresentavam maior quantidade de falhas no implante do que o
Ti-6Al-4V, mesmo naqueles que apresentavam tratamentos de superfícies. Verificou-
se também que a largura e comprimento do implante não se correlacionaram com os
defeitos observados. E que a maioria dos defeitos ocorreu por causa da fadiga,
ocasionando fratura nos implantes de modo acentuado. Medvedev et al., 2016,
revelou que o processo de jateamento realizado com partículas mais finas resultou
em menores valores de rugosidade superficial em superfícies jateadas seguidas de
condicionamento ácido (SLA), tendo sua propriedade de fadiga em TiCp
Discussão 145
considerados superiores aos implantes de TiCp de granulação grossa e
convencional de Ti grau V.
Segundo Elias et al., 2015, o tratamento de superfície é a principal
preocupação quanto a evolução dos implantes dentários. O tratamento de superfície
inclui alterações morfológica, topográficas, na composição química e mudanças de
energia de superfície, pois são características importantes, já que afetam a
capacidade das células de se aderirem a uma superfície. Elias et al., 2008, relata
que a rugosidade da superfície e a molhabilidade em implantes dentários influencia
a resposta biológica, devido ao aumento da rugosidade da superfície e diminuição
do ângulo de contato com líquido.
DeJesus et al., 2016, relata que quando há a propriedade de molhabilidade, a
biocompatibilidade é melhorada promovendo interações entre a superfície do
implante e a parte biológica do paciente, permitindo a ativação celular através da
superfície de energia. Segundo este mesmo autor, superfícies convencionais são
mantidas secas e expostas ao ar, tornando-as hidrofóbica, ou seja, ocorrendo a
adsorção de carbono e hidrocarbonetos presentes no ar e reduzindo o poder de
molhabilidade do implante pelo ambiente biológico circundante; resultando em uma
difícil adsorção das proteínas e indução da resposta celular.
Estudos in vitro (GEHRKE et al., 2014) demonstrou que superfícies
hidrofílicas tendem a aumentar a adesão, proliferação e diferenciação de
osteoblastos; estudos in vivo (SARTORETTO et al., 2015; MORTON et al., 2010)
relatam uma osteogênese mais rápida nessas superfícies. A superfície hidrofílica,
Acqua (Neodent) é similar a superfície SLActive (Straumann), obtida através de
tratamento de superfície jateada seguida de condicionamento ácido com
armazenamento em cápsulas contendo solução isotônica de NaCl, essa solução
aparentemente protege a superfície do implante de titânio de contaminação pela
atmosfera, preservando uma superfície quimicamente reativa. Quanto as
características químicas, ambos os implantes possuem baixo valor de carbono e alto
valor de oxigênio, caracterizando a superfície como super-hidrofílica; e, seu ângulo
de contato são similares (SOARES et al., 2015).
Kopf et al., 2015, estudou a interação de superfícies hidrofílicas com o
sangue, a fim de verificar como o mecanismo de osseointegração é influenciado em
superfície hidrofílica e outra hidrofóbica, através do uso de discos de TiCp grau II
(Starumann) e com micro rugosidade obtida do tratamento de superfície jateado e
146 Discussão
com ataque ácido. A superfície hidrofílica atingiu uma rede de fibrina densa ao longo
de toda a superfície, mas na superfície hidrofóbica, apenas algumas placas de
fibrina individuais e isoladas foram verificadas. Na hidrofílica, o número de células
ósseas anexadas à rede de fibrina era muito maior.
Soares et al., 2015, através da análise de frequência de ressonância e a
histomorfometria (BIC e BA) avaliaram a estabilidade e a osseointegração em
relação a molhabilidade de superfície de implantes de titânio Cone Morse curtos
(3.5x7mm, Neodent® - Brasil) com 2 diferentes tipos de superfície: a) jateadas com
ataque ácido (NeoPoros); b) jateadas com ataque ácido e mantidas em solução
isotônica a 0,9% de cloreto de sódio (Acqua). Os 32 implantes foram instalados em
tíbias de coelhos e analisados após 2 e 4 semanas de osseointegração. Os valores
da análise de frequência de ressonância realizado com uso do Ostell foram obtidos
logo após a eutanásia, nos dois períodos indicados, 2 e 4 semanas; os quais foram
significativamente mais elevados no final de 4 semanas em comparação com os
obtidos inicialmente. Quanto à histomorfometria, tanto em BIC quanto em BA, ambas
as superfícies de implantes são capazes de produzir adequada integração osso-
implante em condições normais de instrumentação do osso cortical; não havendo
diferença no osso neoformado ou na estabilidade do implante em períodos iniciais.
Indicando que a modificação química na superfície dos implantes não teve efeito na
osseointegração em períodos pequenos de interação óssea.
DeJesus et al., 2016, em implantes com a mesma macrogeometria, mas com
dois diferentes tipos de superfície: a) duplo jateamento e condicionamento ácido,
com ácido clorídrico e sulfúrico seguido por inserção em solução salina isotônica
para aumento da hidrofilicidade; e, b) duplo jateamento e condicionamento ácido
com ácido clorídrico e sulfúrico (Neodent® - Brasil) com objetivo de comparar
histomorfologicamente as superfícies, instaladas em tíbias de cães (beagle). Dessa
forma, após 2 e 4 semanas de osseointegração em amostras não descalcificadas, o
resultado estabeleceu que o BIC e a densidade óssea aumentaram entre o período
inicial e final de avaliação em ambas as superfícies, porém não houve diferença
significante entre os dois grupos em qualquer medição.
Morton et al., 2010, avaliaram os implantes de titânio com superfícies tratadas
com jateamento e ataque ácido quimicamente modificada (SLActive® - Straumann),
instaladas em maxilas e mandíbulas em regiões posteriores de pacientes,
submetidos a carga provisória em oclusão após 21 dias de osseointegração e coroa
Discussão 147
final após 6 meses; através de medições do tecido periodontal e análises
radiográficas. Dos 89 implantes instalados, dois foram removidos, pois não
osseointegraram e mais 2 implantes necessitaram de maior período de
osseointegração, ou seja, 95,6% dos implantes foram utilizados e instaladas as
coroas provisórias após 21 dias, sem incidentes. Após dois anos, houve 97,7% de
taxa de sucesso desses implantes, demonstrando que a superfície quimicamente
modificada com energia de superfície pode ter boa taxa de sucesso após 21 dias de
osseointegração seguida de carga.
Em estudo, Sartoretto et al., 2015, investigaram dois tipos de superfícies,
uma superfície jateada e com condicionamento ácido e a outra com jateamento e
condicionamento ácido mantido em uma solução de 0,9% de cloreto de sódio;
através da análise da superfície e da histomorfometria de 20 implantes, em tíbias de
coelhos após 14 e 28 dias de osseointegração. O grupo de implantes mantidos em
solução de cloreto de sódio apresentaram hidrofilicidade melhorada em comparação
com a outra superfície e menor quantidade de carbono em sua composição; mas as
duas superfícies apresentaram semelhante rugosidade superficial. O BIC e a área
foram parecidos após 14 dias e 28 dias no grupo de implantes armazenados em
solução de cloreto de sódio; após 28 dias de instalação, BIC e área foram
aproximadamente 1,5 vezes maiores do que a superfície somente jateada e com
condicionamento ácido. Concluindo que a superfície com molhabilidade acelera a
osseointegração e aumenta o BIC e a área quando comparados com a outra
superfície.
Grossi-Oliveira et al., 2015, em estudo com cães (labradores), avaliaram a
fluorescência, a frequência de ressonância, histológico e histomorfometria de
implantes convencionais e de hidrofílicos (Neoss®, Inglaterra, UK) após 1 e 4
semanas de osseointegração. Como resultados, obtiveram uma análise da
superfície em que a topografia de implantes hidrofílicos apresentavam maior
rugosidade; seguido de maior valor de molhabilidade para implantes hidrofílicos,
tendo 27,2° contra 67.2° de ângulo do implante convencional. Os implantes
hidrofílicos também apresentaram melhor estabilidade, maior valor de BIC e BA.
Concluindo que há melhor formação óssea, entre a primeira e quarta semanas, nos
implantes hidrofílicos.
Os resultados obtidos em implantes com propriedade de superfície nesse
estudo, estão em concordância com os de Morton et al., 2010; Grossi-Oliveira et al.,
148 Discussão
2015; Sartoretto et al., 2015, pois demonstram um benefício da propriedade de
molhabilidade, acelerando a osseointegração dos implantes em animais e em
humanos.
É importante relatar que Dohan Ehrenfest et al. (2010), limita a apenas 100
nm de espessura para o tratamento de superfície do implante, camada mais externa.
E que conforme a espessura do tratamento de superfície, caso seja maior que o
preconizado já é considerado como o material do implante; se for até 100nm, é
considerado apenas como tratamento de superfície.
Neste estudo os implantes de titânio comercialmente puro (3.5x8mm) e a liga
grau V (2,9x7mm) possuíram respostas biológicas equivalentes e não houve
interação entre o titânio e a superfície. Quanto as superfícies de ambos os titânios, o
BIC da superfície ESm se apresentou melhor do que a superfície NP, sendo a
superfície ESs semelhante a NP; a BA da superfície e a BA fluo, obtiveram
resultados parecidos, em que ESs foi semelhante a superfície ESm e NP apresentou
menor desempenho em comparação a ESs. Portanto, um aspecto importante neste
estudo foi que os implantes com propriedade de molhabilidade embalados a seco
obtiveram resultado semelhante em relação ao BIC da superfície NP e em relação à
área óssea com e sem fluorescência semelhante à ESm.
7 CONCLUSÕES
Conclusões 151
7 CONCLUSÕES
1- Implantes de titânio comercialmente puro (grau IV) e a liga Ti6Al4V (grau
V) possuem resposta biológica equivalente;
2- Quanto ao BIC, a superfície ESm foi melhor que NP, e esta semelhante
ao ESs;
3- Na BA a superfície NP teve menor desempenho em relação à ESs; sendo
ESs semelhante a superfície ESm;
4- Quanto ao BA fluo, a superfície NP teve menor desempenho em relação a
superfície ESs e ESm semelhante a ESs;
5- A energia de superfície, com a molhabilidade, pode ser considerada uma
vantagem, por aperfeiçoar o processo de osseointegração. Já a superfície
NP, consagrada, continua obtendo bons resultados. ESs se manteve
semelhante a ESm quanto a área e em relação ao BIC, ESs foi
semelhante a NP.
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ANEXOS
Anexo 173
ANEXOS
ANEXO A – Aprovação do Comitê de Ética em Pesquisa de Animais